Name: Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla (Vidéo) | JoVE Journal
Uploaded: 2019-01-06T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 14 s
Description: Découvrez l'imagerie cardiaque fonctionnelle à 7 Tesla utilisant des bobines RF multicanaux et un positionnement optimisé du sujet. Cette méthode améliore la résolution spatiale pour l'évaluation précise de la fonction myocardique.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Les auteurs remercient les installations et l’assistance scientifique et technique de l’installation d’imagerie nationale au Centre d’imagerie de pointe, Université du Queensland. Nous tenons également à remercier Graham Galloway et Ian Brereton pour leur aide afin d’obtenir une subvention CAESIE pour Thoralf Niendorf.

L’étude est approuvée par le Comité d’éthique de l’Université du Queensland, Queensland, Australie et consentement éclairé a été obtenu de tous les sujets inclus dans l’étude.
1. sujets
<ol><li>Recruter des sujets volontaires plus de 18 ans en interne à l’Université du Queensland.</li>
	<li>Consentement éclairé<ol>
<li>Informer des risques potentiels de subir l’examen avant d’entrer dans la zone de sécurité de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) de chaque sujet. En particulier, discuter l’exposition très haut champ magnétique et les contre-indications possibles pour être soumis à un examen de MRI. Informer le sujet que participer à l’examen est volontaire et qu’en tout temps, il/elle peut interrompre l’examen. Obtenir le consentement éclairé par écrit.</li>
		<li>Expliquer la procédure pour le participant. Comme l’imagerie est réalisée au cours de souffle contenir à expiration fin et cohérent souffle tenue est partie intégrante de la qualité de l’image, entraîneur du sujet, de respiration technique avant l’analyse.</li>
		<li>Effectuer le contrôle de sécurité de M. sur tous les sujets avant d’entrer dans la zone de sécurité de MRI par écrit et encore une fois avant d’entrer dans la salle de scanner. Exclure les sujets présentant des contre-indications à subir un examen de MRI (p. ex., stimulateurs cardiaques, défibrillateurs implantés, autres implants médicaux dangereux ou claustrophobie).</li>
	</ol>
</li>
	<li>Poser le sujet à se transformer en gommage avant d’entrer dans la salle de scanner.</li>
</ol>2. préparation
<ol><li>Mettre en place le matériel supplémentaire nécessaire pour faire fonctionner le 32 canal dédié 1H cardiaque transmetteur (Tx/Rx) RF bobine26 sur la table du patiente, comme indiqué dans la Figure 1 a et b. En dehors d’une boîte de raccordement de petite puissance (Figure 1C), le matériel de batterie auxiliaire comprend un pouvoir séparateur boîte et phase shifter (Figure 1D) et une boîte d’interface de Tx/Rx (Figure 1e) pour chacune des deux sections de bobine RF qui sera placé au-dessous et au-dessus de l’objet. La plus grande partie, il reçoit le local transmission électronique, ce qui est nécessaire pour l’excitation de signal à 7 Tesla, puisque le corps traditionnel birdcage bobines comme couramment utilisés à 1,5 T et 3,0 T ne sont pas disponible.</li>
	<li>Placez le matériel supplémentaire de bobine RF à l’extrémité supérieure de la table patiente tel qu’indiqué dans la Figure 1 b et lier les cases individuelles ainsi que les câbles de la baïonnette Neill-Concelman (BNC). Depuis la distance que la patiente table peut être branchée dans l’IRM alésage est limité, faire en sorte de laisser suffisamment d’espace sur la table de patients pour l’infrastructure de la bobine garantir que cœur du sujet peut être positionné avec le centre de la bobine à l’isocenter de l’aimant.</li>
	<li>Reliez les boîtes d’interface Tx/Rx aux prises quatre bobines sur la table du patiente.</li>
	<li>Placer le centre du tableau postérieures bobine 147 cm de l’extrémité supérieure de la table du patiente (Figure 1 b). Ce spot définit où le réseau de bobines postérieur doit être placé pour s’assurer que le cœur du sujet est à l’isocenter de l’aimant si la table patiente est conduite au maximum dans l’alésage. Le placement sur place bobine prédéfini est essentiel assurer un fonctionnement optimal. Déterminer la position optimale du tableau postérieures bobine ainsi que le positionnement de l’équipement auxiliaire dans des essais préliminaires, y compris plusieurs volontaires de taille différente.</li>
	<li>Connecter les quatre câbles du tableau bobine postérieure dans les prises appropriées de la boîte d’interface de Tx/Rx pour le tableau postérieur.</li>
	<li>Connecter les quatre modules du tableau antérieur bobine avec le boîtier d’interface Tx/Rx pour le tableau en haut de la page et retourner le tableau sur l’équipement de batterie auxiliaire permettant de sujet de positionnement.</li>
	<li>Fixer les trois électrodes ECG sur le corps du sujet. Suivez les instructions du vendeur pour le placement des électrodes assurer un fonctionnement optimal de l’algorithme de déclenchement du système.</li>
	<li>Placer le sujet sur la table du patiente (Figure 1f). Critique, assurez-vous que le cœur du sujet se trouve central sur le postérieur de la bobine afin de garantir la numérisation au sein de l’isocenter de l’aimant. Comme, selon la hauteur du sujet, la tête devra être placé sur les connecteurs de boîte de bobine/interface, posez les câbles soigneusement et rembourrage approprié pour assurer le confort et le respect du sujet.</li>
	<li>Branchez l’appareil de détente aux électrodes ECG.</li>
	<li>Fixer le dispositif de déclenchement impulsions à index du sujet. Utiliser ce deuxième dispositif de déclenchement en cas de graves distorsions du signal ECG introduite par l’effet de la MHD.</li>
	<li>Main la sécurité squeeze ball aux sujets.</li>
	<li>Équiper le sujet avec les casques et écouteurs pour réduire l’exposition au bruit et à permettre la communication avec le sujet.</li>
	<li>Placez la bande antérieure sur la poitrine du sujet, tels que les câbles qui relient aux prises E-F et G-H sont trouvent à droite et à gauche de la tête du sujet, respectivement.</li>
	<li>Conduire le sujet dans l’alésage du scanneur. Effectuer manuellement la conduite, puis assurez-vous que le bouton de vitesse des contrôles table est dans la position d’arrêt pour garantir la sécurité du sujet pendant le processus de conduite. Ne pas utiliser que le mode automatique est restreinte par le matériel de numérisation que la vitesse variable tableau dans ce mode est optimisée pour neuro imagerie et la distance de que la table peut être pilotée automatiquement dans l’alésage.</li>
	<li>Vérifiez si la communication à ce sujet par l’intermédiaire de l’interphone est possible et si le sujet ne se sent bien.</li>
	<li>M. formation image<ol>
<li>Radiophare d’alignement de base exécution (scout) scanne le long des trois axes gradients physiques pour la planification de la tranche et B0-calage.</li>
		<li>Utiliser un déclenchement ECG rapide faible angle tourné la séquence (FLASH) avec les paramètres d’acquisition suivants : champ de vision (FOV) = 400 mm, matrice = 192 x 144, tranches par l’axe de dégradé = 1, épaisseur = 8 mm, echo des temps (TE) = 1.24, temps de répétition (TR) = 298 ms, angle de flip = 10°.</li>
		<li>Appliquer une IRM parallèle avec facteur d’accélération = 2, lignes de référence = 24 et généralisé la reconstruction de radiomètre acquisitions partiellement parallèle (GRAPPA).</li>
		<li>Les images d’alignement de piste permet de vérifier que le cœur du sujet est positionné dans l’isocenter de l’aimant. Repositionner l’objet si nécessaire.</li>
	</ol></li>
	<li>3rd commander B0-calage<ol>
<li>Ouvrez l’outil de cale de l’ordre de 3rd (Figure 2 a) et réinitialiser tous les 3rd des courants ordre shim (Figure 2 b).</li>
		<li>Prescrire le volume de cale pour calage approprié dans une région couvrant le coeur (Figure 2C).</li>
		<li>Exécuter qu'un flux avancé non déclencheur compensée séquence 2D écho multiple FLASH shim pour le calcul des courants de shim ordre 3rd . Utilisez les paramètres suivants : FOV = 400 x 400 mm, matrice = 80 x 80, tranches = 64, épaisseur = 5. 0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, angle de flip = facteur d’accélération de 20 °, IRM parallèle (GRAPPA), = 2, lignes de référence = 24.</li>
		<li>Pour calculer et appliquer les 3 courants de shim de commanderd , ouvrir le protocole suivant et copiez le volume de cale susmentionné. Exécutez le programme SetShim dans le menu de démarrage (Figure 2 a). Ensuite, ouvrez la fenêtre de Réglage manuel dans le menu Options (Figure 2d). Dans l’onglet 3D Shim , cliquez sur calculer | Appliquer pour définir les courants de shim pour l’ordre de 2nd (Figure 2e). Enfin, définissez les courants de la cale en cliquant Shim_3rd défini dans l’outil de cale de l’ordre de 3rd (Figure 2 b).</li>
		<li>Fermez la fenêtre de Réglage manuel . Garder le volume de cale et les courants de cale fixés durant le reste de l’examen. Notez que la procédure de calage peut être hautement système spécifique.</li>
	</ol></li>
	<li>Acquérir davantage aux localisateurs pour appuyer la planification oblique double tranche. Sauf indication contraire, utiliser une respiration qui s’est tenue et la séquence FLASH 2D déclenchés par ECG avec les paramètres suivants pour toutes les mesures d’alignement de piste : FOV = 360 x 290 mm, matrice = 256 x 206, épaisseur = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, angle de flip = 35 °, IRM parallèle (GRAPPA), accelera tion de facteur : 2 lignes de référence : 24. Demander au patient de retenez votre souffle en expiration. Employer la grande élévation flip ou utilisent un protocole de cine segmenté (voir ci-dessous) pour obtenir le contraste amélioré.<ol>
<li>Acquérir le localizer (1 tranche) de la chambre 2, planifiée perpendiculaire sur le scout axiaux parallèle à la paroi septale (Figure 3 a).</li>
		<li>Acquérir la perpendiculaire d’alignement de piste (1 tranche), prévue de 4 chambre sur la tranche de radiophare d’alignement de 2 chambre à travers la valve mitrale et l’apex du ventricule gauche (Figure 3 b).</li>
		<li>Acquérir le localisateur d’axe court (7 tranches, FOV = 360 x 330 mm) planifiée perpendiculaire sur le loc 4 chambre parallèle à la valve mitrale et perpendiculaire à la paroi septale (Figure 3C).</li>
	</ol></li>
	<li>Effectuer les acquisitions de CINE. Utiliser une respiration haute résolution tenue déclenchés par ECG segmenté 2D séquence FLASH avec les paramètres suivants : FOV = 360 x 270 mm, matrice = 256 x 192/264 x 352, épaisseur = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, angle de flip = segments de 35 à 55 °, = 7, MRI (GRAPPA), fa d’accélération en parallèle ctor = 2/3, résolution temporelle = 42.6/44.3 ms.<ol>
<li>Commencer par la vue de 4 chambre ventriculaire gauche (axe horizontal de la longueur, HLA) tranches. Plan de la tranche centrale à travers le centre de la mitrale et tricuspide vannes et l’apex du ventricule gauche (Figure 3d). Acquérir chaque tranche dans une cale de souffle individuel en expiration.</li>
		<li>Ensuite, acquérir les tranches d’axe court ventriculaire gauche. Planifier leur perpendiculaire à l’HLA et parallèlement à la valve mitrale, afin qu’elle recouvre le ventricule gauche ensemble depuis la base jusqu’au sommet (Figure 3e). Afin d’assurer le test de fonctionnement précise, positionnez la première tranche précisément aux insertions de feuillet de valvule mitrale, afin que le centre de la tranche est dans le ventricule. Encore une fois, acquérir chaque tranche dans une cale de souffle individuel en expiration.</li>
	</ol></li>
</ol>

<ol><li>Kramer, C. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Standardized+cardiovascular+magnetic+resonance+%28CMR%29+protocols+2013+update%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Cardiovascular+Magnetic+Resonance%22%5BJournal%5D)">Standardized cardiovascular magnetic resonance (CMR) protocols 2013 update.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (1), 1(2013).</li>
<li>Earls, J. P., Ho, V. B., Foo, T. K., Castillo, E., Flamm, S. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiac+MRI%3A+Recent+progress+and+continued+challenges%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Magnetic+Resonance+Imaging%22%5BJournal%5D)">Cardiac MRI: Recent progress and continued challenges.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 16 (2), 111-127 (2002).</li>
<li>Wintersperger, B. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiac+CINE+MR+imaging+with+a+32-channel+cardiac+coil+and+parallel+imaging%3A+Impact+of+acceleration+factors+on+image+quality+and+volumetric+accuracy%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Magnetic+Resonance+Imaging%22%5BJournal%5D)">Cardiac CINE MR imaging with a 32-channel cardiac coil and parallel imaging: Impact of acceleration factors on image quality and volumetric accuracy.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 23 (2), 222-227 (2006).</li>
<li>Schmitt, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+128-channel+receive-only+cardiac+coil+for+highly+accelerated+cardiac+MRI+at+3+Tesla%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+in+Medicine%22%5BJournal%5D)">A 128-channel receive-only cardiac coil for highly accelerated cardiac MRI at 3 Tesla.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 59 (6), 1431-1439 (2008).</li>
<li>Wech, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High-resolution+functional+cardiac+MR+imaging+using+density-weighted+real-time+acquisition+and+a+combination+of+compressed+sensing+and+parallel+imaging+for+image+reconstruction%5BTitle%5D)+AND+%22R%C3%B6Fo%3A+Fortschritte+Auf+Dem+Gebiete+Der+R%C3%B6ntgenstrahlen+Und+Der+Nuklearmedizin%22%5BJournal%5D)">High-resolution functional cardiac MR imaging using density-weighted real-time acquisition and a combination of compressed sensing and parallel imaging for image reconstruction.</a> RöFo: Fortschritte Auf Dem Gebiete Der Röntgenstrahlen Und Der Nuklearmedizin. 182 (8), 676-681 (2010).</li>
<li>Stäb, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((CAIPIRINHA+accelerated+SSFP+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+in+Medicine%22%5BJournal%5D)">CAIPIRINHA accelerated SSFP imaging.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 65 (1), 157-164 (2011).</li>
<li>Gutberlet, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Influence+of+high+magnetic+field+strengths+and+parallel+acquisition+strategies+on+image+quality+in+cardiac+2D+CINE+magnetic+resonance+imaging%3A+comparison+of+1.5+T+vs.+3.0+T%5BTitle%5D)+AND+%22European+Radiology%22%5BJournal%5D)">Influence of high magnetic field strengths and parallel acquisition strategies on image quality in cardiac 2D CINE magnetic resonance imaging: comparison of 1.5 T vs. 3.0 T.</a> European Radiology. 15 (8), 1586-1597 (2005).</li>
<li>Gutberlet, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comprehensive+cardiac+magnetic+resonance+imaging+at+3.0+Tesla%3A+feasibility+and+implications+for+clinical+applications%5BTitle%5D)+AND+%22Investigative+radiology%22%5BJournal%5D)">Comprehensive cardiac magnetic resonance imaging at 3.0 Tesla: feasibility and implications for clinical applications.</a> Investigative radiology. 41 (2), 154-167 (2006).</li>
<li>Kraff, O., Fischer, A., Nagel, A. M., Mönninghoff, C., Ladd, M. E. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/24478137">MRI at 7 tesla and above: Demonstrated and potential capabilities: Capabilities of MRI at 7T and Above.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 41 (1), 13-33 (2015).</li>
<li>Moser, E., Stahlberg, F., Ladd, M. E., Trattnig, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((7-T+MR-from+research+to+clinical+applications%3F%5BTitle%5D)+AND+%22NMR+in+Biomedicine%22%5BJournal%5D)">7-T MR-from research to clinical applications?</a> NMR in Biomedicine. 25 (5), 695-716 (2012).</li>
<li>Hecht, E. M., Lee, R. F., Taouli, B., Sodickson, D. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Perspectives+on+Body+MR+Imaging+at+Ultrahigh+Field%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+Imaging+Clinics+of+North+America%22%5BJournal%5D)">Perspectives on Body MR Imaging at Ultrahigh Field.</a> Magnetic Resonance Imaging Clinics of North America. 15 (3), 449-465 (2007).</li>
<li>Niendorf, T., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/25706103">W(h)ither human cardiac and body magnetic resonance at ultrahigh fields? technical advances, practical considerations, applications, and clinical opportunities: Advances in ultrahigh field Cardiac and Body Magnetic Resonance.</a> NMR in Biomedicine. 29 (9), 1173-1179 (2016).</li>
<li>Niendorf, T., Sodickson, D. K., Krombach, G. A., Schulz-Menger, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Toward+cardiovascular+MRI+at+7+T%3A+clinical+needs%2C+technical+solutions+and+research+promises%5BTitle%5D)+AND+%22European+Radiology%22%5BJournal%5D)">Toward cardiovascular MRI at 7 T: clinical needs, technical solutions and research promises.</a> European Radiology. 20 (12), 2806-2816 (2010).</li>
<li>Niendorf, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Progress+and+promises+of+human+cardiac+magnetic+resonance+at+ultrahigh+fields%3A+A+physics+perspective%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Magnetic+Resonance%22%5BJournal%5D)">Progress and promises of human cardiac magnetic resonance at ultrahigh fields: A physics perspective.</a> Journal of Magnetic Resonance. 229, 208-222 (2013).</li>
<li>Hinton, D. P., Wald, L. L., Pitts, J., Schmitt, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparison+of+Cardiac+MRI+on+1.5+and+3.0+Tesla+Clinical+Whole+Body+Systems%5BTitle%5D)+AND+%22Investigative+Radiology%22%5BJournal%5D)">Comparison of Cardiac MRI on 1.5 and 3.0 Tesla Clinical Whole Body Systems.</a> Investigative Radiology. 38 (7), 436-442 (2003).</li>
<li>Ohliger, M. A., Grant, A. K., Sodickson, D. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Ultimate+intrinsic+signal-to-noise+ratio+for+parallel+MRI%3A+Electromagnetic+field+considerations%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+resonance+in+medicine%22%5BJournal%5D)">Ultimate intrinsic signal-to-noise ratio for parallel MRI: Electromagnetic field considerations.</a> Magnetic resonance in medicine. 50 (5), 1018-1030 (2003).</li>
<li>Vaughan, J. T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Whole-body+imaging+at+7T%3A+Preliminary+results%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+in+Medicine%22%5BJournal%5D)">Whole-body imaging at 7T: Preliminary results.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 61 (1), 244-248 (2009).</li>
<li>Hezel, F., Thalhammer, C., Waiczies, S., Schulz-Menger, J., Niendorf, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High+Spatial+Resolution+and+Temporally+Resolved+T2%2A+Mapping+of+Normal+Human+Myocardium+at+7.0+Tesla%3A+An+Ultrahigh+Field+Magnetic+Resonance+Feasibility+Study%5BTitle%5D)+AND+%22PLOS+ONE%22%5BJournal%5D)">High Spatial Resolution and Temporally Resolved T2* Mapping of Normal Human Myocardium at 7.0 Tesla: An Ultrahigh Field Magnetic Resonance Feasibility Study.</a> PLOS ONE. 7 (12), e52324(2012).</li>
<li>Suttie, J. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((7+Tesla+%28T%29+human+cardiovascular+magnetic+resonance+imaging+using+FLASH+and+SSFP+to+assess+cardiac+function%3A+validation+against+1.5+T+and+3+T%5BTitle%5D)+AND+%22NMR+in+biomedicine%22%5BJournal%5D)">7 Tesla (T) human cardiovascular magnetic resonance imaging using FLASH and SSFP to assess cardiac function: validation against 1.5 T and 3 T.</a> NMR in biomedicine. 25 (1), 27-34 (2012).</li>
<li>von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cardiac+chamber+quantification+using+magnetic+resonance+imaging+at+7+Tesla-a+pilot+study%5BTitle%5D)+AND+%22European+Radiology%22%5BJournal%5D)">Cardiac chamber quantification using magnetic resonance imaging at 7 Tesla-a pilot study.</a> European Radiology. 20 (12), 2844-2852 (2010).</li>
<li>Winter, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparison+of+three+multichannel+transmit%2Freceive+radiofrequency+coil+configurations+for+anatomic+and+functional+cardiac+MRI+at+7.0T%3A+implications+for+clinical+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22European+Radiology%22%5BJournal%5D)">Comparison of three multichannel transmit/receive radiofrequency coil configurations for anatomic and functional cardiac MRI at 7.0T: implications for clinical imaging.</a> European Radiology. 22 (10), 2211-2220 (2012).</li>
<li>Schmitter, S., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/24038314">Cardiac imaging at 7 tesla: Single- and two-spoke radiofrequency pulse design with 16-channel parallel excitation: Cardiac Imaging at 7T.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 70 (5), 1210-1219 (2013).</li>
<li>Krug, J., Rose, G., Stucht, D., Clifford, G., Oster, J. <a target="_blank" href="https://jcmr-online.biomedcentral.com/articles/10.1186/1532-429X-15-S1-W19">Limitations of VCG based gating methods in ultra high field cardiac MRI.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (Suppl 1), W19(2013).</li>
<li>Stäb, D., Roessler, J., O'Brien, K., Hamilton-Craig, C., Barth, M. <a target="_blank" href="http://tomography.org/volume-2/issue-3-september/advances-in-brief/j-tom-2016-00193">ECG Triggering in Ultra-High Field Cardiovascular MRI.</a> Tomography. 2 (3), 167-174 (2016).</li>
<li>Gräßl, A., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/21920683">Design, evaluation and application of an eight channel transmit/receive coil array for cardiac MRI at 7.0T.</a> European Journal of Radiology. 82 (5), 752-759 (2013).</li>
<li>Graessl, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Modular+32-channel+transceiver+coil+array+for+cardiac+MRI+at+7.0T%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+in+Medicine%22%5BJournal%5D)">Modular 32-channel transceiver coil array for cardiac MRI at 7.0T.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 72 (1), 276-290 (2014).</li>
<li>Snyder, C. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Initial+results+of+cardiac+imaging+at+7+tesla%5BTitle%5D)+AND+%22Magnetic+Resonance+in+Medicine%22%5BJournal%5D)">Initial results of cardiac imaging at 7 tesla.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 61 (3), 517-524 (2009).</li>
<li>Meloni, A., et al. <a target="_blank" href="https://onlinelibrary.wiley.com/doi/pdf/10.1002/mrm.24856">Detailing magnetic field strength dependence and segmental artifact distribution of myocardial effective transverse relaxation rate at 1.5, 3.0, and 7.0 T: Magnetic Field Dependence of Myocardial R 2 *.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 71 (6), 2224-2230 (2014).</li>
<li>von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Assessment+of+the+right+ventricle+with+cardiovascular+magnetic+resonance+at+7+Tesla%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Cardiovascular+Magnetic+Resonance%22%5BJournal%5D)">Assessment of the right ventricle with cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15, 23(2013).</li>
<li>Petersen, S. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Reference+ranges+for+cardiac+structure+and+function+using+cardiovascular+magnetic+resonance+%28CMR%29+in+Caucasians+from+the+UK+Biobank+population+cohort%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Cardiovascular+Magnetic+Resonance%22%5BJournal%5D)">Reference ranges for cardiac structure and function using cardiovascular magnetic resonance (CMR) in Caucasians from the UK Biobank population cohort.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 19 (1), (2017).</li>
<li>Frauenrath, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Feasibility+of+cardiac+gating+free+of+interference+with+electro-magnetic+fields+at+1.5+Tesla%2C+3.0+Tesla+and+7.0+Tesla+using+an+MR-stethoscope%5BTitle%5D)+AND+%22Investigative+radiology%22%5BJournal%5D)">Feasibility of cardiac gating free of interference with electro-magnetic fields at 1.5 Tesla, 3.0 Tesla and 7.0 Tesla using an MR-stethoscope.</a> Investigative radiology. 44 (9), 539-547 (2009).</li>
<li>Frauenrath, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Acoustic+cardiac+triggering%3A+a+practical+solution+for+synchronization+and+gating+of+cardiovascular+magnetic+resonance+at+7+Tesla%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Cardiovascular+Magnetic+Resonance%22%5BJournal%5D)">Acoustic cardiac triggering: a practical solution for synchronization and gating of cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 12 (1), 67(2010).</li>
<li>Schroeder, L., et al. <a target="_blank" href="https://www.semanticscholar.org/paper/A-Novel-Method-for-Contact-Free-Cardiac-Using-the-Schroeder-Wetzl/b1abeb7c4b03d7ce1fa3f557666598abfd5c4a36">A Novel Method for Contact-Free Cardiac Synchronization Using the Pilot Tone Navigator.</a> Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. 24, 3103(2016).</li>
</ol>

Kieran O'Brien et Jonathan Richer sont employés par Siemens Ltd Australie. Jan Rieger et Thoralf Niendorf sont les fondateurs de l’IRM. OUTILS GmbH, Berlin, Allemagne. Jan Rieger était CTO et un employé de l’IRM. OUTILS GmbH. Thoralf Niendorf est CEO de MRI. OUTILS GmbH.

Les examens de CMR fonctionnelles pourraient être réalisés avec succès à 7 Tesla. Selon l’intensité de champ piloté par gain SNR, images CINE du cœur humain pouvaient être acquise avec une résolution spatiale beaucoup plus élevée par rapport à 1,5 ou 3 T. Alors qu’une épaisseur de tranche de 6 à 8 mm et dans le plan bord voxel longueurs de 1,2 à 2,0 mm sont couramment utilisés à plus faible champ clinique points forts1,30, les mesures à 7 Tesla pourrait être réal...

Résonance magnétique cardiovasculaire (CMR) est de valeur clinique prouvée avec un nombre croissant d’indications cliniques1,2. En particulier, l’évaluation de la morphologie cardiaque et la fonction revêt une importance majeure et généralement réalisé en observant et en visualisant que la motion de coeur tout au long de l’ensemble du cycle cardiaque en utilisant segmenté souffle-qui s’est tenue à deux dimensions (2D) cinematograpic) Techniques d’imagerie CINE). Bien que haute résolution spatio-temporelle, contraste élevé de sang-myocarde et rapport signal sur bruit élevé (SNR) sont nécessaires, l’acquisition de données est très limitée par le mouvement cardiaque et respiratoire et de l’utilisation de multiples souffle-cales ainsi que la nécessité pour tout cœur ou ventriculaire gauche couverture conduit souvent à une vaste analyse fois. Imagerie parallèle, imagerie simultanée de multi-slice ou autre accélération techniques aident à traiter le mouvement associés contraintes3,4,5,6.
En outre, de bénéficier de la SNR inhérente gain au plus élevé des champs magnétiques, systèmes de champ élevée avec B0 = 3 Tesla travaillent de plus en plus en routine clinique7,8. Le développement a également encouragé les enquêtes sur l’ultra haut champ (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Le gain en contraste SNR et sang-myocarde inhérent à l’intensité de champ supérieure promet d’être transférable dans renforcée CMR fonctionnelle à l’aide d’une résolution spatiale qui dépasse limites15,16, aujourd'hui 17. À son tour, de nouvelles possibilités pour la résonance magnétique (RM) caractérisation tissulaire myocardique, imagerie métabolique et l’imagerie de la microstructure sont attendus13. Jusqu'à présent, plusieurs groupes ont démontré la faisabilité de CMR à 7 Tesla et spécifiquement adaptées champ ultra haute technologie a été introduite le17,18,19,20, 21,22. En ce qui concerne ces développements prometteurs, le potentiel de champ ultra-haute CMR peut être considérée comme encore inexploité13. Dans le même temps, les phénomènes physiques et les obstacles pratiques tels que les inhomogénéités du champ magnétique, excitation radiofréquence (RF) champ non-uniformites, artefacts hors-résonance, effets diélectriques, chauffage tissulaire localisée et l’intensité du champ contraintes de dépôts de puissance RF indépendantes font d’imagerie à ultra-haute domaine un défi10,17. Ces derniers sont employés pour contrôler RF induit tissu chauffant et pour assurer un fonctionnement sécuritaire. En outre, électrocardiogramme (ECG) basé de déclenchement peut être touchée par la magnétohydrodynamique (MHD) effet19,23,24. Pour régler les problèmes induits par la courte longueur d’onde dans le tissu, tableaux de bobine plusieurs éléments émetteur-récepteur RF sur mesure pour les CMR à 7 Tesla ont été proposé21,25,26,27. Transmission en parallèle RF fournit le moyen de champ de transmission façonnage, également connu sous le nom B1+ calage, qui permet de réduire les inhomogénéités du champ magnétique et les artefacts de susceptibilité18,28. Alors qu’à l’heure actuelle, certaines de ces mesures pourraient augmenter la complexité expérimentale, les concepts se sont avérés utiles et peuvent être traduites pour les intensités de champ clinique du CMR 1,5 T ou 3 T.
Actuellement, l’imagerie 2D regime équilibré précession libre (bSSFP) CINE est la norme de référence pour les CMR fonctionnelle clinique à 1,5 T et 3 T1. Récemment, la séquence a été employée avec succès à 7 Tesla, mais un grand nombre de défis demeure19. Patient spécifique B1+ calage et ajustements de bobine supplémentaires RF ont été appliquées pour gérer les contraintes de dépôts de puissance RF et caler soigneusement les0 B a été réalisée afin de contrôler la séquence typique des bandes d’artefacts. Avec un temps de recherche moyen de 93 minutes pour l’évaluation de fonction ventriculaire gauche (VG), les efforts prolongés les temps d’examen au-delà des limites acceptables sur le plan clinique. Ici, les séquences d’écho de gradient gâté fournissent une alternative viable. À 7 Tesla, fois examen total de min (29 ± 5) pour l’évaluation de fonction LV ont été signalés, ce qui correspond bien à des protocoles cliniques d’imagerie à bas champ atouts21. Ainsi, spoiled gradient echo base CMR bénéficie les prolongée T1 temps de relaxation à ultra-haute field qui résultent en un contraste amélioré de sang-myocarde supérieur à l’imagerie écho de gradient à 1,5 T. Cela rend les structures anatomiques subtils tels que le péricarde, la mitrale et tricuspide vannes ainsi que les muscles papillaires bien identifiable. Parallèlement, quantification chambre cardiaque gâté echo de gradient basé à 7 Tesla concorde étroitement avec LV paramètres dérivés de l’imagerie 2D bSSFP CINE à 1,5 T20. En dehors de cela, une quantification (RV) chambre ventriculaire droit précise a été récemment démontrée réalisable à l’aide d’une haute résolution gâté séquence écho de gradient à 7 Tesla29.
Reconnaissant les défis et les opportunités du CMR à très haut champ, cet ouvrage présente un protocole personnalisé pour les acquisitions de CMR fonctionnelles sur un scanner de recherche expérimental 7 Tesla et le programme d’installation. Le protocole décrit les fondements techniques, montre comment les obstacles peuvent être surmontés et fournit des considérations pratiques qui aident à maintenir la charge mémoire supplémentaire expérimentale au minimum. Le projet de protocole d’imagerie constitue une amélioration en quatre volets de la résolution spatiale par rapport à la pratique clinique actuelle. Il est destiné à fournir une ligne directrice pour adaptateurs cliniques, médecins chercheurs, translationnelles chercheurs, experts demande, Monsieur radiologues, technologues et nouveaux venus dans le domaine.

<table><tbody><tr><td>Système d’IRM 7 Tesla</td><td>Dispositif expérimental</td><td>Siemens</td><td></td></tr><tr><td>32 canaux -1H-IRM de bobine cardiaque</td><td>. </td><td>Bobine RF d’émission/réception Tools GmbH pour l’imagerie par résonance magnétique et la spectroscopie à 7,0 tesla</td>Dispositif de déclenchement ECG Siemens Dispositif de déclenchement d’impulsions Siemens <td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 tesla

Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

CMR à un très haut champ (champ magnétique B0 ≥ 7 Tesla) bénéficie de l’avantage du rapport signal-bruit (RSB) inhérent à des intensités de champ magnétique supérieures et potentiellement fournit signal meilleur contraste et une résolution spatiale. Tout en promettant des résultats ont été obtenus, ultra-haute champ CMR est difficile en raison de contraintes de dépôts énergétiques et des phénomènes physiques tels que la transmission non champ-uniformites et inhomogénéités du champ magnétique. En outre, l’effet magnéto-hydrodynamique rend difficile la synchronisation de l’acquisition de données avec le mouvement cardiaque. Les défis sont actuellement abordés par explorations dans la technologie novatrice de résonance magnétique. Si tous les obstacles peuvent être surmontés, ultra-haute champ CMR peut générer de nouvelles opportunités pour les CMR fonctionnelle, caractérisation tissulaire myocardique, imagerie de la microstructure ou imagerie métabolique. Reconnaissant ce potentiel, nous montrons que technologie de bobinage multi-canaux radio fréquence (RF) adapté pour CMR à 7 Tesla ainsi que plus élevés ordre B0 calage et un signal de sauvegarde pour déclenchement cardiaque facilite haute-fidélité CMR fonctionnelle. Avec la configuration proposée, quantification de chambre cardiaque peut être accomplie en période d’examen similaires à ceux obtenus à une intensité plus faible. Pour partager cette expérience et favoriser la diffusion de cette expertise, cet ouvrage décrit notre configuration et protocole sur mesure pour les CMR fonctionnelle à 7 Tesla.

Résultats représentatifs des examens de CINE cardiaques dérivés de bénévoles sont représentés dans la Figure 4. Diastoliques et systoliques délais d’axe court et un long axe de quatre chambres de vues du cœur humain, est indiqué. La résolution spatiale beaucoup plus élevée pour les vues d’axe court (Figure 4 a, 4 b, 4e, 4f) par rapport à l’opinion de l’axe le plus long (<strong c...

Le gain de sensibilité inhérent à la résonance magnétique champ ultra prometteuse pour l’imagerie de haute résolution spatiale du cœur. Nous décrivons ici un protocole personnalisé pour la résonance magnétique fonctionnelle cardiovasculaire (CMR) à 7 Tesla en utilisant une bobine avancées multi-canaux radio-fréquence, calage du champ magnétique et un concept de déclenchement.

Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla

CMR at an ultra-high field (magnetic field strength B0&#160;&#8805; 7 Tesla) benefits from the signal-to-noise ratio (SNR) advantage inherent at higher ...

L’objectif global de l’expérience suivante est d’effectuer une IRM cardiaque fonctionnelle haute fidélité du cœur à une force de champ ultra élevée de 7 Tesla. Ceci est réalisé par A.utilisant la technologie multicanal de bobine de RF spécifiquement adaptée à la force ultra haute de champ. B.positionnement du sujet prudent.C.employant le shimming bo de commande élevée et l’utilisation de D.making des dispositifs disponibles de déclenchement d’ECG. L’imagerie par résonance magnétique cardiovasculaire a une valeur clinique prouvée avec une gamme croissante d’indications. Cette imagerie en particulier est d’une profonde pertinence pour l’évaluation de la fonction myocardique.Les flux ultra, tels que 7 Tesla, offrent un grand avantage de bruit de signal qui peut être transféré dans spay-shous-lou-shus qui dépassent les limites d’aujourd’hui. À notre tour, nous nous attendons à de nouvelles possibilités pour la caractérisation des tissus myocardiaux et l’imagerie par micro structure. Les avantages de 7 Tesla est parfois compensée par un certain nombre d’obstacles pratiques et de la physique raley phénomène, tels que d’ailleurs, le déclenchement ECG peut être sensiblement affectée par l’effet magnéto-hydrodynamique.Conscients de ces défis, nous proposons une configuration et un protocole fonctionnels à 7 Tesla. Le protocole d’imagerie proposé consiste en une quadruple amélioration de la résolution spatiale avec la pratique clinique d’aujourd’hui. Contrairement aux scanners cliniques, fonctionnant à 1 point 5 ou 3 Tesla, le scanner de champ ultra-haut n’est pas équipé d’une bobine de corps, et l’utilisation d’un réseau de transmetteurs local est essentielle pour signaler l’excitation.Ainsi, la table du patient doit être prête à accueillir le matériel supplémentaire nécessaire à l’exploitation de la bobine RF dédiée aux 32 canaux. La bobine utilisée dans cette expérience se compose de plusieurs power-splitter, phase-shifter, et transmettre recevoir des boîtes d’interface, en plus des deux sections de bobine RF qui seront placés au-dessous et sur le dessus du sujet. Tout d’abord, placez le matériel supplémentaire de bobine RF à l’extrémité supérieure de la table du patient.Reliez les boîtes individuelles avec les câbles BNC appropriés. Connectez les boîtes d’interface aux quatre bouchons de bobine sur la table du patient. Assurez-vous qu’il y a suffisamment d’espace sur la table pour garantir le positionnement du sujet dans l’isocenter de l’aimant.Comme indiqué ici, cela peut être réalisé en pré-définissant une place pour la bobine sur la table du patient, dans le test préliminaire avec des volontaires de taille corporelle différente. Placez le tableau de bobine postérieure dans l’endroit prédéfini sur la table du patient. Connectez la bobine avec la boîte d’interface appropriée.Ensuite, connectez les quatre modules du tableau de bobine antérieur avec son interface, et placez-les de côté pour permettre le positionnement du sujet. Informez le sujet de la procédure d’imagerie, ainsi que des risques potentiels de subir l’examen, et obtenez le consentement par écrit. Avant d’entrer dans la zone de sécurité de l’IRM, effectuez l’IRM de sécurité et le criblage des métaux.Puisque l’imagerie est effectuée pendant la prise de souffle à la fin de l’expiration, la respiration constante fait partie intégrante de la qualité de l’image. Entraînez le sujet sur la technique de respiration avant de scanner. Placez le cœur du sujet au cœur du tableau de bobine postérieur.La tête sera généralement placée sur le dessus des connecteurs de boîte d’interface de bobine. Il est important de placer soigneusement les câbles et d’utiliser l’amorti de façon appropriée et d’assurer le confort et la conformité du sujet. Attachez les électrodes ECG et le dispositif de déclenchement au corps.Fixez le dispositif de déclenchement d’impulsion à l’index du sujet. Le deuxième dispositif de déclenchement permet de commutation en cas de distorsions graves du signal ECG. Remettre la balle de compression de sécurité au sujet.Placez la bobine antérieure sur la poitrine du sujet. Utilisez des écouteurs et des écouteurs pour réduire l’exposition au bruit et permettre la communication avec le sujet. Conduisez le sujet dans l’alésage du scanner.Vérifiez les systèmes de communication et le bien-être du sujet avant de procéder. Salut, tu m’entends ? Vous allez bien?On va commencer le scanner sous peu. Utilisez des analyses de localisation de base pour vérifier le positionnement correct du cœur du participant dans l’isocenter. Repositionnez le sujet au besoin.Ensuite, prescrire le volume de cale de sorte qu’il couvre le cœur entièrement. Utilisez un flux non déclenché compensé, séquence de cales flash multi-échos 2D pour calculer les courants de cale de troisième ordre. Après avoir réglé les courants, assurez-vous que le volume de cale et les courants de cale restent fixés tout au long du reste de l’examen.Pour la planification des tranches obliques doubles, employez une séquence flash 2D à respiration et déclenchée par ECG. Le souffle est toujours retenu dans l’expiration. Tout d’abord, planifiez la tranche de localisateur à deux chambre perpendiculairement sur l’éclaireur axial, et parallèle à la paroi septale.Pour optimiser le contraste d’image, utilisez des angles de retournement élevés ou utilisez une acquisition de ciné segmentée. Deuxièmement, planifiez la tranche de localisateur à quatre chambre perpendiculaire au localisateur à deux chambres à travers la valve mitriale et l’apex du ventricule gauche. Enfin, acquérir sept tranches de localisateur à accès court perpendiculaires à la tranche de localisateur à quatre chambres, parallèlement à la valve mitriale et perpendiculaire à la paroi septale.Adapter le champ de vision au besoin. Effectuez les acquisitions de ciné à l’aide d’une séquence flash 2D haute résolution, à respiration, déclenchée par ECG, segmentée. Commencez par la vue ventriculaire gauche à quatre chambres, également connue sous le nom de long axe horizontal.Planifiez la tranche centrale à travers le centre des valves mitrales et tri-cuspides, et l’apex du ventricule gauche. Couvrez tout le cœur. Numérisez chaque tranche pendant l’expiration d’une prise de souffle individuelle.Procéder avec les tranches ventriculaires gauches axe court. Planifiez-les perpendiculairement à l’axe long horizontal et parallèles à la valve mitrale. Couvrir l’ensemble du ventricule gauche de la base à l’apex.Assurez-vous que la première tranche est placée avec précision à la valve mitrale dans les insertions de folioles. Encore une fois, acquérir chaque tranche avec une respiration individuelle et l’expiration. Cette figure montre une trace typique d’ECG obtenue auprès d’un volontaire à l’extérieur de l’alésage d’aimant sur la gauche, et dans l’isocenter de l’aimant sur la droite.L’ECG est corrompu par l’interférence avec les champs électromagnétiques et par l’effet magnéto-hydrodynamique, ou effet MHD, pour faire court. L’effet MHD est prononcé pendant les phases cardiaques du flux aortique systolique et est visible comme une distorsion grave du segment ST dans la trace ECG. Cela compromet la reconnaissance et la synchronisation des ondes R de l’acquisition de données dans le cycle cardiaque.Cette figure montre des images diastoliques et systoliques représentatives des vues à long axe obtenues à l’aide du protocole proposé. En raison de graves distorsions du signal déclencheur ecg, le déclenchement des impulsions a été utilisé pour cette acquisition. La nervosité dans le signal de déclenchement induit des artefacts de mouvement mineur qui sont prononcés pendant le sistol.Ici, des vues représentatives de l’axe court sont affichées. La très haute résolution spatiale d’un par un millimètre en plan est clairement visible. Même lorsque vous utilisez une épaisseur de tranche aussi mince que quatre millimètres, les images fournissent un signal suffisant au bruit et au contraste pour délimifier les parois myocardiques.Dans certains cas, des vides de signaux dus à des interférences destructrices dans le champ de transmission peuvent également être observés. La 7 tesla nous permet d’effectuer les rescisions Cneg avec une très haute résolution spéciale. Par rapport à 1,5 ou 3 Tesla, nous avons pu améliorer la résolution spatiale par un facteur de trois à quatre.Nos résultats montrent que les examens d’IRM fungshotic peuvent être menés avec succès à 7 Tesla et nous pouvons démontrer le potentiel de l’imagerie cardio-vasculaire ultra-champ.

cardiac-magnetic-resonance-imaging-at-7-tesla

Research

Recherche

JoVE Journal

Medicine

Médecine

Cette étude démontre l’établissement réussi de l’imagerie par microscopie par résonance magnétique en tant qu’outil non invasif pour évaluer les anomalies cardiaques chez les souris atteintes de myocardite auto-immune.  Les données indiquent que la technique peut être utilisée pour surveiller la progression de la maladie chez les animaux vivants.

Évaluation non invasive de la Cardiac Malformations en auto-immune expérimentale myocardite par résonance magnétique microscopie imagerie chez la souris

Un protocole pour l’estimation de temps AVC apparition dans un modèle de rat d’AVC exploitant des paramètres quantitatifs d’imagerie par résonance magnétique (qMRI) est décrit. La procédure exploite diffusion MRI pour délimitation de lésion vasculaire cérébral aigu et quantitative T1 et T2 (qT1 et qT2) temps de relaxation pour le chronométrage de la course.

Un protocole d’imagerie par résonance magnétique pour l’Estimation de temps AVC apparition dans l’ischémie cérébrale permanente

Le but de cet article est de décrire comment la résonance magnétique cardiaque peut être employée pour l'évaluation et le diagnostic d'un thrombus cardiaque suspecté. La méthode présentée décrira l'acquisition de données ainsi que le protocole pré-procédure et post-procédure.

Résonance magnétique cardiaque pour l'évaluation du thrombus cardiaque présumé : techniques conventionnelles et émergentes

Ici, nous présentons un protocole pour acquérir des images par résonance magnétique (RM) du cerveau des patients atteints de sclérose en plaques (SEP) à 7,0 Tesla. Le protocole comprend la préparation de l’installation, y compris les bobines de radiofréquence, les procédures d’entrevue normalisées avec les patients atteints de SEP, le positionnement du sujet dans le scanner IRM et l’acquisition de données MR.

Imagerie par résonance magnétique de la sclérose en plaques à 7,0 Tesla

Une méthode précise et pratique pour mesurer des paramètres comme la tension dans le tissu myocardique est de grande valeur clinique, car il a été démontré, que la souche est un marqueur plus sensible et plus tôt pour que le dysfonctionnement contractile fréquemment utilisés EF paramètre.

Résonance Magnétique Dérivé évaluation souche du myocarde par fonctionnalité de suivi

Tenseur de diffusion d'imagerie (DTI) sert essentiellement comme un outil basé sur l'IRM pour...

Diffusion Tensor imagerie par résonance magnétique dans l&#39;analyse des maladies neurodégénératives

Les maladies neuromusculaires présentent souvent un variant temporellement, pathologie spatialement hétérogène et multi-facettes. L'objectif de ce protocole est de caractériser cette pathologie en utilisant des méthodes d'imagerie par résonance magnétique non-invasives.

Quantitative Imagerie par résonance magnétique de la maladie du muscle squelettique

L’objectif de ce protocole est d’appliquer l’imagerie par résonance magnétique améliorée par contraste dynamique (DCE-MRI) pour les xénogreffes de tumeurs pancréatiques orthotopiques chez la souris. DCE-MRI est une méthode non invasive pour analyser la microvascularisation dans un tissu cible, et utile pour évaluer la réponse vasculaire dans une tumeur après une nouvelle thérapie.

Contraste dynamique amélioré imagerie par résonance magnétique d&#39;un modèle orthotopique cancer du pancréas de souris

La méthode présentée ici utilise simultanément la tomographie par émission de positrons et l'imagerie par résonance magnétique. Dans le modèle hypoxie-ischémie cérébrale, des changements dynamiques dans le métabolisme du glucose et de diffusion se produisent pendant et après une blessure. Les dommages évolutive et reproductible dans ce modèle nécessite l'acquisition simultanée si les données d'imagerie multi-modaux significatifs doivent être acquis.

Imagerie simultanée PET / IRM cérébrale Pendant souris hypoxie ischémie

L’objectif global de cette procédure est de mesurer le flux sanguin dans l’artère carotide commune de rat à l’aide de phase non invasive de contraste IRM.

Phase contraste d’imagerie par résonance magnétique dans l’artère carotide commune de Rat

Découvrez l'imagerie cardiaque fonctionnelle à 7 Tesla utilisant des bobines RF multicanaux et un positionnement optimisé du sujet. Cette méthode améliore la résolution spatiale pour l'évaluation précise de la fonction myocardique.

Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla

Explorer plus de vidéos