Name: Risonanza magnetica cardiaca a 7 Tesla (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2019-01-06T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 14 s
Description: Scopri la risonanza magnetica cardiaca a 7 Tesla per l'imaging cardiovascolare ad alta risoluzione. Questo protocollo utilizza bobine RF multicanale e shimming avanzato per valutare la funzione miocardica con precisione superiore.

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

Gli autori riconoscono le strutture e l'assistenza tecnica e scientifica della struttura nazionale di Imaging presso il centro per Advanced Imaging, University of Queensland. Vorremmo anche ringraziare Graham Galloway e Ian Brereton per il loro aiuto ottenere una sovvenzione CAESIE per Thoralf Niendorf.

Lo studio è approvato dal comitato etico dell'Università del Queensland, il Queensland, l'Australia e il consenso informato è stato ottenuto da tutti i soggetti inclusi nello studio.
1. soggetti
<ol><li>Reclutare volontari soggetti di età superiore a 18 anni internamente presso la University of Queensland.</li>
	<li>Consenso informato<ol>
<li>Informare ciascun soggetto sui potenziali rischi di subire l'esame prima di entrare nella zona di sicurezza di risonanza magnetica (MRI). In particolare, di discutere l'esposizione di ultra-alto campo magnetico e le possibili controindicazioni destinati a subire un esame di MRI. Informare il soggetto che partecipa all'esame è volontaria e che in ogni momento lui/lei può interrompere l'esame. Ottenere il consenso informato per iscritto.</li>
		<li>Spiegare la procedura al partecipante. Dal momento che la formazione immagine è effettuata durante respiro tenere alla scadenza di fine e coerente apnea è parte integrante della qualità d'immagine, allenatore il soggetto sulla respirazione tecnica prima della scansione.</li>
		<li>Eseguire lo screening di sicurezza del signor su tutti gli argomenti prima di entrare nella zona di sicurezza di MRI nella scrittura ed ancora prima di entrare nella stanza dello scanner. Escludere i soggetti con controindicazioni destinati a subire un esame di MRI (per esempio, pacemaker, defibrillatori impiantati, altre protesi mediche non sicure o claustrofobia).</li>
	</ol>
</li>
	<li>Chiedere al soggetto di cambiare in scrub prima di entrare nella stanza dello scanner.</li>
</ol>2. preparazione
<ol><li>Impostare l'hardware aggiuntivo richiesto per fare funzionare il 32 canale dedicato 1H cardiaca ricetrasmettitore (Tx/Rx) RF bobina26 sul tavolo paziente come indicato in Figura 1a e b. A parte una scatola di splitter di piccola potenza (Figura 1C), l'apparecchiatura di serpentino ausiliario comprende uno splitter scatola di alimentazione e scatola del cambio di fase (Figura 1D) e una scatola di interfaccia di Tx/Rx (Figura 1e) per ciascuna delle due sezioni della bobina RF che sarà collocato di sotto e sopra il soggetto. La maggior parte può ospitare il locale trasmissione elettronica, che è necessaria per l'eccitazione del segnale a 7 Tesla, poiché corpo tradizionale birdcage bobine come comunemente impiegate a 1.5 T e 3.0 T non sono disponibile.</li>
	<li>Inserire l'hardware aggiuntivo della bobina RF all'estremità superiore del tavolo paziente come indicato in Figura 1b e collegare le singole caselle insieme ai cavi di Bayonet Neill-Concelman (BNC). Poiché la distanza che la tabella paziente possa essere guidata in MRI foro è limitato, assicurarsi di lasciare sufficiente spazio sul tavolo paziente per l'infrastruttura di bobina per garantire che il cuore del soggetto può essere posizionato con il centro della bobina presso isocenter di il magnete.</li>
	<li>Collegare le caselle di interfaccia di Tx/Rx per le spine di quattro bobina sul tavolo paziente.</li>
	<li>Posizionare il centro della matrice bobina posteriore 147 cm dall'estremità superiore del tavolo paziente (Figura 1b). Questo posto definisce dove la matrice di bobina posteriore deve essere posizionato per verificare che cuore del soggetto presso isocenter del magnete nel caso in cui la tabella paziente è guidata al massimo nel foro. Il posizionamento sul posto bobina predefiniti è fondamentale, per garantire un funzionamento ottimale. Determinare la posizione ottimale della matrice bobina posteriore così come il posizionamento delle apparecchiature ausiliarie nei test preliminari, tra cui diversi volontari di altezza differenti del corpo.</li>
	<li>Collegare i quattro cavi della matrice bobina posteriore prese appropriate della finestra di interfaccia Tx/Rx per la matrice posteriore.</li>
	<li>Collegare i quattro moduli della matrice anteriore bobina sono con la scatola di interfaccia di Tx/Rx per la matrice superiore e capovolgere la matrice sopra l'apparecchiatura di serpentino ausiliario per consentire per il posizionamento del soggetto.</li>
	<li>Collegare i tre elettrodi dell'ECG al corpo del soggetto. Seguire le istruzioni del fornitore per il posizionamento degli elettrodi garantire un funzionamento ottimale dell'algoritmo di innesco del sistema.</li>
	<li>Posizionare il soggetto sul tavolo paziente (Figura 1f). Criticamente, assicurarsi che il cuore del soggetto è posizionato centrale alla bobina posteriore al fine di garantire la scansione all'interno isocenter del magnete. Come, a seconda dell'altezza del soggetto, la testa dovrà essere posizionato sopra i connettori scatola bobina/interfaccia, posizionare i cavi con cura e uso appropriato di ammortizzazione per garantire comfort e rispetto del soggetto.</li>
	<li>Collegare il dispositivo di innesco agli elettrodi ECG.</li>
	<li>Collegare il dispositivo di innesco impulso al dito indice del soggetto. Utilizzare questo secondo dispositivo per l'avviamento in caso di gravi distorsioni del segnale ECG introdotto dall'effetto di MHD.</li>
	<li>Mano la sicurezza spremere palla ai soggetti.</li>
	<li>Dotare il soggetto di cuffie e auricolari per ridurre l'esposizione al rumore e per consentire la comunicazione con il soggetto.</li>
	<li>Posizionare la bobina anteriore sul petto del soggetto, tale che i cavi che collegano ai tasselli ad E-F e G-H si trovano a destra e a sinistra della testa del soggetto, rispettivamente.</li>
	<li>Guidare il soggetto nel foro dello scanner. Eseguire manualmente l'operazione di guida e assicurarsi che il pulsante della velocità dei controlli tabella sia in posizione off per garantire la sicurezza del soggetto durante il processo di guida. Non utilizzare che la modalità automatica come la velocità variabile tabella in questa modalità è ottimizzata per neuro imaging e la distanza che della tabella possa essere guidata automaticamente nel foro è limitata dall'hardware dello scanner.</li>
	<li>Verifica se la comunicazione al soggetto attraverso l'interfono è possibile e se il soggetto si sente bene.</li>
	<li>RISONANZA magnetica<ol>
<li>Esecuzione base localizzatore (scout) esegue la scansione lungo i tre assi fisici gradienti per la sezione pianificazione e B0-spessoramento.</li>
		<li>Utilizzare un ECG-innescato veloce basso angolo girato sequenza (FLASH) con i seguenti parametri di acquisizione: campo visivo (FOV) = 400 mm, matrice = 192 x 144, fette per asse delle sfumature = 1, spessore = 8 mm, echo tempo (TE) = 1,24, tempo di ripetizione (TR) = 298 ms, flip angle = 10°.</li>
		<li>Applicare parallelo MRI con fattore di accelerazione = 2, linee di riferimento = 24 ed ha generalizzato la ricostruzione di autocalibrating parzialmente parallelo acquisizioni (GRAPPA).</li>
		<li>Utilizzare le immagini di localizzatore per verificare che il cuore del soggetto è posizionato nella isocenter del magnete. Se necessario, riposizionare il soggetto.</li>
	</ol></li>
	<li>ordine 3rd B0-spessoramento<ol>
<li>Aprire lo strumento di shim di ordine 3rd (Figura 2a) e reimpostare tutte le 3rd ordine shim le correnti (Figura 2b).</li>
		<li>Prescrivere il volume di spessore adeguato spessoramento sopra una regione che copre il cuore (Figura 2C).</li>
		<li>Eseguire che un flusso avanzato non innescato compensata sequenza 2D multi-eco FLASH shim per il calcolo delle correnti di shim di ordinerd 3. Utilizzare i seguenti parametri: FOV = 400 x 400 mm, matrice = 80 x 80, fette = 64, spessore = 5,0 mm, TE1 = 3.06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, flip angle = 20 °, parallelo MRI (GRAPPA), fattore di accelerazione = 2, linee di riferimento = 24.</li>
		<li>Per calcolare e applicare le 3 correnti di shim ordinerd , aprire il protocollo successivo e copiare il volume suddetto shim. Eseguire il programma di SetShim nel menu start (Figura 2a). Successivamente, aprire la finestra di Regolazione manuale nel menu Opzioni (figura 2d). Nella scheda Shim 3D , fare clic su Calculate | Applicare per impostare le correnti di shim per l'ordine di 2nd (Figura 2e). Infine, è possibile impostare le correnti di shim facendo clic Shim_3rd impostare lo strumento di shim di ordine 3rd (Figura 2b).</li>
		<li>Chiudere la finestra di Regolazione manuale . Mantenere il volume di spessore e le correnti di spessore fissate per tutto il resto dell'esame. Si noti che la procedura di spessoramento può essere altamente specifico del sistema.</li>
	</ol></li>
	<li>Acquisire nuovi localizzatori per supportare double-obliquo fetta pianificazione. A meno che non diversamente specificato, utilizzare un respiro tenuto e sequenza FLASH 2D ECG-innescato con i seguenti parametri per tutte le misurazioni di localizzatore: FOV = 360 x 290 mm, matrice = 256 x 206, spessore = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, flip angle = 35 °, parallelo MRI (GRAPPA), accelera zione fattore: 2, linee di riferimento: 24. Consigliare al paziente di trattenere il respiro in scadenza. Impiegano elevati angoli flip o utilizzare un protocollo di cine segmentato (Vedi sotto) per ottenere la migliore qualità di contrasto.<ol>
<li>Acquisire il localizzatore camera 2 (1 fetta), pianificato perpendicolare sul scout assiale parallelo alla parete settale (Figura 3a).</li>
		<li>Acquisire la perpendicolare di localizzatore (1 fetta), programmato 4 camera sulla fetta 2 vano localizzatore attraverso la valvola mitrale e l'apice del ventricolo sinistro (Figura 3b).</li>
		<li>Acquisire il localizzatore di asse corto (7 fette, FOV = 360 x 330 mm), pianificata perpendicolare sul localizzatore 4 camera parallelo alla valvola mitrale e perpendicolare alla parete settale (Figura 3C).</li>
	</ol></li>
	<li>Eseguire le acquisizioni di CINE. Uso un respiro di alta risoluzione tenuto ECG-innescato segmentato sequenza FLASH 2D con i seguenti parametri: FOV = 360 x 270 mm, matrice = 256 x 192/264 x 352, spessore = 4,0 mm, TE = 3.14, TR = 6,3 ms, flip angle = 35-55 °, segmenti = 7, MRI (GRAPPA), fa di accelerazione in parallelo ctor = 2/3, risoluzione temporale = 42.6/44.3 ms.<ol>
<li>Iniziare con la vista di 4 camera ventricolare sinistra (asse lungo orizzontale, HLA) fette. Pianificare la fetta centrale attraverso il centro della mitrale e tricuspid valvole e l'apice del ventricolo sinistro (figura 3d). Acquisire ogni fetta all'interno di una tenuta di respiro individuale in scadenza.</li>
		<li>Successivamente, acquisire le fette di asse corto ventricolare sinistro. Piano perpendicolare al HLA e parallelo alla valvola mitrale in modo che copra il ventricolo sinistro tutto dalla base all'apice (Figura 3e). Affinché la prova accurata di funzione, posizionare la prima fetta con precisione alle operazioni di inserimento foglio illustrativo della valvola mitrale, in modo che il centro della fetta è all'interno del ventricolo. Ancora una volta, acquisire ogni fetta all'interno di una tenuta di respiro individuale in scadenza.</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 e Jonathan Richer sono impiegati da Siemens Ltd. Australia. Jan Rieger e Thoralf Niendorf sono fondatori di MRI. STRUMENTI GmbH, Berlino, Germania. Jan Rieger è stato CTO e un dipendente di MRI. STRUMENTI GmbH. Thoralf Niendorf è CEO di MRI. TOOLS GmbH.

Gli esami di CMR funzionali potrebbero essere condotte con successo a 7 Tesla. Basato sull'intensità di campo guidato guadagno SNR, immagini CINE del cuore umano potrebbero essere acquistati con risoluzione spaziale significativamente più alto rispetto a 1,5 o 3 T. Mentre uno spessore fetta di 6 a 8 mm e in piano bordo voxel lunghezze di 1.2-2.0 millimetri sono comunemente usate a basso campo clinico punti di forza1,30, le misurazioni a 7 Tesla potrebbe effettuar...

A risonanza magnetica cardiovascolare (CMR) è di comprovato valore clinico con una gamma crescente di indicazioni cliniche1,2. In particolare, la valutazione della morfologia cardiaca e funzione è di grande rilevanza e tipicamente realizzato da rilevamento e visualizzazione che il movimento del cuore durante l'intero ciclo cardiaco utilizzando segmentato (alito-tenuta bidimensionale (2D) cinematograpic Tecniche di imaging CINE). Mentre un alta risoluzione spazio-temporale e sangue-miocardio alto contrasto elevato rapporto segnale-rumore (SNR) sono richiesti, l'acquisizione di dati altamente è vincolato tramite il movimento cardiaco e respiratorio e l'uso di più respiro-stive, nonché la necessità per tutto il cuore o ventricolare sinistra copertura conduce spesso ai tempi di scansione completa. Imaging parallelo, la formazione immagine simultanea multi-slice o altre tecniche di aiutano ad per affrontare il movimento di accelerazione relativi vincoli3,4,5,6.
Inoltre, di beneficiare di guadagno il SNR inerente alle più alti campi magnetici, sistemi ad alto campo con B0 = 3 Tesla sono sempre più impiegati nella routine clinica7,8. Lo sviluppo ha anche incoraggiato le indagini in ultra-alto campo (B0≥ 7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. L'aumento di contrasto SNR e sangue-miocardio inerente alla resistenza del campo superiore mantiene la promessa di essere trasferibili in avanzata CMR funzionali utilizzando una risoluzione spaziale che supera i limiti15,16, oggi 17. A sua volta, nuove possibilità per la risonanza magnetica (MR) basato caratterizzazione del tessuto miocardico, formazione immagine metabolica e microstruttura imaging sono attesi13. Finora, i diversi gruppi hanno dimostrato la fattibilità della CMR a 7 Tesla e specificamente su misura campo ultra-alta tecnologia è stato introdotto17,18,19,20, 21,22. Per quanto riguarda questi sviluppi promettenti, il potenziale di ultra-alto campo che CMR può essere considerato ancora non sfruttato13. Allo stesso tempo, fenomeni fisici e gli ostacoli pratici come disomogeneità di campo magnetico, radio frequenza (RF) eccitazione campo non-uniformità, manufatti fuori risonanza, effetti dielettrici, localizzata dei tessuti riscaldamento e resistenza del campo i vincoli indipendenti di deposizione di potenza RF fare imaging ad ultra-alto campo impegnativo10,17. Questi ultimi sono impiegati per controllare il riscaldamento del tessuto RF indotta e per garantire un funzionamento sicuro. Inoltre, elettrocardiogramma (ECG) basata di attivazione può essere significativamente influenzata dal23,19,di effetto magneto-idrodinamica (MHD)24. Per affrontare le sfide indotte dalla lunghezza d'onda corta in tessuto, matrici di bobina RF ricetrasmettitore molti elementi su misura per CMR a 7 Tesla erano proposti21,25,26,27. Trasmissione di RF parallela fornisce mezzi per campo di trasmissione che modella, noto anche come B1+ spessoramento, che permette di ridurre il campo magnetico disomogeneità e suscettibilità manufatti18,28. Mentre allo stato attuale, alcune di queste misure potrebbe aumentare la complessità sperimentale, i concetti hanno dimostrato utili e possono essere tradotta per i punti di forza di campo clinico di CMR 1,5 T o T. 3
Attualmente, 2D stazionario equilibrato precessione libera (bSSFP) CINE imaging è lo standard di riferimento per CMR clinico funzionale a 1.5 T e 3 T1. Recentemente, la sequenza è stata impiegata con successo a 7 Tesla, ma un gran numero di sfide rimanga19. Paziente specifico B1+ spessoramento e regolazioni di bobina RF supplementare sono state applicate per gestire i vincoli di deposizione di potenza RF e attenta B0 spessoramento è stato effettuato per controllare la sequenza tipica della fascia di artefatti. Con un tempo di scansione medio di 93 minuti per valutazione di funzione ventricolare sinistra (LV), gli sforzi prolungati i tempi di esame oltre limiti clinicamente accettabili. Qui, sequenze di eco di pendenza viziato forniscono una valida alternativa. A 7 Tesla, tempi di esame totale di min (29 ± 5) per la valutazione di funzione di LV sono stati segnalati, che corrisponde anche a protocolli di imaging clinici a bassa forza di campo21. Quindi, Eco di pendenza viziato basato beneficia CMR i prolungato T1 tempi di rilassamento ad ultra-alto campo che si traducono in un contrasto maggiore sangue-miocardio superiore a formazione immagine di eco di pendenza a 1,5 T. Questo rende sottili strutture anatomiche come il pericardio, la mitrale e tricuspid valvole nonché i muscoli papillari ben identificabili. È, quantificazione di camera cardiaca di eco di pendenza viziato basato a 7 Tesla concorda strettamente con LV parametri derivati da formazione immagine di CINE bSSFP 2D a 1,5 T20. A parte questo, quantificazione accurata delle camera ventricolare di destra (RV) è stato recentemente dimostrato fattibile usare una risoluzione alta viziati sequenza di eco di pendenza a 7 Tesla29.
Riconoscendo le sfide e le opportunità della CMR ad ultra-alto campo, questo lavoro presenta un protocollo personalizzato per acquisizioni di CMR funzionale su scanner di ricerca 7 Tesla in fase di sperimentazione e installazione. Il protocollo delinea i fondamenti tecnici, spettacoli come impedimenti possono essere superate e fornisce considerazioni pratiche che aiutano a mantenere il sovraccarico aggiuntivo sperimentale al minimo. Proposta di protocollo imaging costituisce un miglioramento quadruplo in risoluzione spaziale contro pratica clinica di oggi. Esso intende fornire una linea guida per adattatori clinici, medico scienziati, ricercatori traslazionali, esperti di applicazioni, signor radiologi, tecnologi e nuovi operatori nel campo.

<table><tbody><tr><td>7 Tesla MRI System</td><td></td><td></td><td>Siemens Investigational Device</td></tr><tr><td>32-Channel -1H-Cardiac Coil</td><td>MRI. Tools GmbH</td><td></td><td>Bobina RF di trasmissione/ricezione per imaging RM e spettroscopia a 7,0 Tesla</td></tr><tr><td>Dispositivo di trigger ECG</td><td>Siemens</td> Dispositivo di trigger a impulsi Siemens <td></td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

risonanza magnetica cardiaca a 7 tesla

Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

CMR ad un ultra-alto campo (campo magnetico B0 ≥ 7 Tesla) beneficia il vantaggio del rapporto segnale-rumore (SNR) inerente alle più alte resistenze del campo magnetico e potenzialmente fornisce il segnale migliore contrasto e risoluzione spaziale. Mentre promettenti risultati sono stati raggiunti, ultra-alto campo CMR è difficile a causa di vincoli di deposizione di energia e fenomeni fisici come trasmissione campo non-uniformità e disomogeneità di campo magnetico. Inoltre, l'effetto magneto-idrodinamica rende difficile la sincronizzazione dell'acquisizione dei dati con il movimento cardiaco. Le sfide sono attualmente affrontate dalle esplorazioni nella tecnologia di romanzo a risonanza magnetica. Se tutti gli ostacoli possono essere superati, ultra-alto campo CMR può generare nuove opportunità di CMR funzionale, caratterizzazione di tessuto miocardico, microstruttura imaging o formazione immagine metabolica. Riconoscendo questo potenziale, mostriamo che tecnologia coil multi-canale radio frequenza (RF) su misura per CMR a 7 Tesla insieme al più alto ordine B0 spessoramento e un segnale di backup per triggering cardiaco facilita ad alta fedeltà CMR funzionale. Con la configurazione proposta, quantificazione camera cardiaca può essere realizzato in tempi di esame simili a quelli realizzati a bassa intensità di campo. Per condividere questa esperienza e per sostenere la diffusione di questo know-how, questo lavoro descrive la nostra installazione e protocollo su misura per CMR funzionale alle 7 Tesla.

Risultati rappresentativi di esami cardiaci CINE derivati da volontari sono rappresentati in Figura 4. Vengono mostrati diastoliche e sistolica tempi di asse corto e un asse lungo di quattro-alloggiamento viste del cuore umano. La risoluzione spaziale significativamente più alta per i panorami di asse corto (Figura 4a, 4b, 4e, 4f) rispetto alle viste asse lungo (<strong class="xf...

Il guadagno di sensibilità intrinseca alla risonanza magnetica ultraelevata campo tiene la promessa per l'imaging ad alta risoluzione spaziale del cuore. Qui, descriviamo un protocollo personalizzato per funzionale a risonanza magnetica cardiovascolare (CMR) a 7 Tesla utilizzando un'avanzato multi-canale radio-frequenza bobina, spessoramento del campo magnetico e un concetto d'avviamento.

Risonanza magnetica cardiaca a 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'obiettivo generale del seguente esperimento è quello di eseguire risonanza magnetica cardiaca funzionale ad alta fedeltà del cuore ad altissima resistenza al campo di 7 Tesla. Ciò si ottiene utilizzando la tecnologia rf coil multicanale su misura per l'altissima resistenza al campo. B.attento posizionamento del soggetto.C.impiegando shimming BO di alto ordine e D.facendo uso dei dispositivi trigger ECG disponibili. La risonanza magnetica cardiovascolare ha un valore clinico comprovato con una gamma crescente di indicazioni. Questa immagine in particolare è di profonda rilevanza per la valutazione della funzione miocardica.Gli alimentatori ultra, come 7 Tesla, forniscono un grande vantaggio di rumore del segnale che può essere trasferito in spay-shous-lou-shus che superano i limiti di oggi. A nostra volta, ci aspettiamo nuove possibilità per la caratterizzazione del tessuto miocardico e l'imaging a microstruttura. I vantaggi di 7 Tesla sono a volte compensati da una serie di ostacoli pratici e fenomeno raley fisico, come inoltre, l'innesco ECG può essere significativamente influenzato dall'effetto magneto-idrodinamico.Riconoscendo queste sfide, proponiamo una configurazione e un protocollo per il funzionale a 7 Tesla. Il protocollo di imaging proposto consiste in un miglioramento di quattro volte nella risoluzione spaziale con la pratica clinica odierna. A differenza degli scanner clinici, che operano a 1 punto 5 o 3 Tesla, lo scanner a campo ultra-alto non è dotato di una bobina corporea e l'uso di un array di ricetrasmettitori locale è essenziale per l'eccitazione del segnale.Pertanto, il tavolo del paziente deve essere preparato per ospitare l'hardware aggiuntivo necessario per azionare la bobina RF del ricetrasmettitore a 32 canali dedicata. La bobina utilizzata in questo esperimento è costituita da diversi power-splitter, phase-shifter e scatole di interfaccia di ricezione di trasmissione, oltre alle due sezioni della bobina RF che verranno posizionate sotto e sopra il soggetto. In primo luogo, posizionare l'hardware aggiuntivo della bobina RF all'estremità superiore del tavolo del paziente.Collegare le singole scatole con i cavi BNC appropriati. Collegare le caselle di interfaccia alle quattro spine a bobina sul tavolo del paziente. Assicurarsi che vi sia spazio sufficiente sul tavolo per garantire il posizionamento del soggetto all'interno dell'isocentro del magnete.Come mostrato qui, questo può essere ottenuto pre-definendo un punto per la bobina sul tavolo del paziente, nel test preliminare con volontari di diversa altezza corporea. Posizionare l'array di bobine posteriori nel punto predefiniti sul tavolo del paziente. Collegare la bobina con la scatola di interfaccia appropriata.Successivamente, collegare i quattro moduli dell'array di bobine anteriori con la sua interfaccia e posizionarli da parte per consentire il posizionamento del soggetto. Informare l'argomento sulla procedura di imaging, nonché sui potenziali rischi di sottoporsi all'esame, e ottenere il consenso per iscritto. Prima di entrare nella zona di sicurezza della risonanza prima della risonanza, eseguire la sicurezza della risonanza e lo screening dei metalli.Poiché l'imaging viene eseguito durante la pausa respiro alla fine della scadenza, una tenuta del respiro costante è parte integrante della qualità dell'immagine. Allenare il soggetto sulla tecnica di respirazione prima della scansione. Posizionare il cuore del soggetto centrale sull'array di bobine posteriori.La testa viene solitamente posizionata sopra i connettori della scatola di interfaccia della bobina. Un attento posizionamento dei cavi e un uso appropriato dell'ammortizzazione sono importanti e garantiscono il comfort e la conformità del soggetto. Collegare gli elettrodi ECG e il dispositivo di innesco al corpo.Collegare il dispositivo di attivazione dell'impulso al dito indice del soggetto. Il secondo dispositivo di attivazione consente la commutazione in caso di gravi distorsioni del segnale ECG. Consegnare la palla di compressione di sicurezza al soggetto.Posizionare la bobina anteriore sul petto del soggetto. Utilizzare cuffie e auricolari per ridurre l'esposizione al rumore e consentire la comunicazione con il soggetto. Guidare il soggetto nel foro dello scanner.Controllare i sistemi di comunicazione e il benessere dell'argomento prima di procedere. Ciao, mi senti? Stai bene?Inizieremo lo scanner tra poco. Utilizzare scansioni localizzatori di base per verificare il corretto posizionamento del cuore del partecipante nell'isocentro. Riposizionare il soggetto in base alle esigenze.Successivamente, prescrivere il volume dello shim in modo che copra completamente il cuore. Utilizzare una sequenza di shim flash multi-eco 2D compensata dal flusso non attivata per calcolare le correnti di shim del terzo ordine. Dopo aver fissato le correnti, assicurarsi che il volume dello shim e le correnti di shim rimangano fissi per tutto il resto dell'esame.Per la pianificazione affetta doppiamente obliqua utilizzare una sequenza flash 2D breath-held e attivata da ECG. Il respiro è sempre tenuto in scadenza. In primo luogo, pianificare la fetta di localizzatore a due camere perpendicolare sullo scout assiale e parallela alla parete del setto.Per ottimizzare il contrasto dell'immagine, utilizzate angoli di capovolgimento elevati o utilizzate un'acquisizione di cine segmentata. In secondo luogo, pianificare la fetta di localizzatore a quattro camere perpendicolare al localizzatore a due camere attraverso la valvola mitriale e l'apice del ventricolo sinistro. Infine, acquisire sette fette di localizzatore ad accesso breve perpendicolari alla fetta di localizzatore a quattro camere, parallele alla valvola mitriale e perpendicolari alla parete del setto.Adattare il campo visivo in base alle esigenze. Esegui le acquisizioni di cine utilizzando una sequenza flash 2D ad alta risoluzione, breath-held, attivata da ECG, segmentata. Inizia con la vista a quattro camere ventricolare sinistra, nota anche come asse lungo orizzontale.Pianificare la fetta centrale attraverso il centro delle valvole mitrale e tri cuspide e l'apice del ventricolo sinistro. Copri tutto il cuore. Scansiona ogni fetta durante una scadenza individuale.Procedere con le fette dell'asse corto ventricolare sinistro. Pianificarli perpendicolarmente all'asse lungo orizzontale e paralleli alla valvola mitrale. Coprire l'intero ventricolo sinistro dalla base all'apice.Assicurarsi che la prima fetta sia posizionata con precisione alla valvola mitrale negli inserimenti di volantini. Ancora una volta, acquisire ogni fetta con una pausa e una scadenza individuali. Questa figura mostra una tipica traccia ECG ottenuta da un volontario al di fuori del foro del magnete a sinistra, e nell'isocentro del magnete a destra.L'ECG è danneggiato dall'interferenza con i campi elettromagnetici e dall'effetto magneto-idrodinamico, o effetto MHD, in breve. L'effetto MHD è pronunciato durante le fasi cardiache del flusso aortico sistolico ed è visibile come una grave distorsione del segmento ST nella traccia ECG. Ciò compromette il riconoscimento delle onde R e la sincronizzazione dell'acquisizione dei dati all'interno del ciclo cardiaco.Questa figura mostra immagini rappresentative diastoliche e sistoliche delle viste a lungo asse ottenute utilizzando il protocollo proposto. A causa di gravi distorsioni del segnale di innesco ECG, l'attivazione dell'impulso è stata utilizzata per questa acquisizione. Il jitter nel segnale di innesco ha indotto artefatti di movimento minore che vengono pronunciati durante il sistolo.Qui vengono mostrate le viste rappresentative dell'asse corto. L'altissima risoluzione spaziale di uno per un millimetro in piano è chiaramente visibile. Anche quando si utilizza uno spessore della fetta sottile fino a quattro millimetri, le immagini forniscono un ampio segnale al rumore e contrastano per delineare le pareti del miocardio.In alcuni casi, possono essere visti anche vuoti di segnale dovuti a interferenze distruttive nel campo di trasmissione. La 7 tesla ci permette di eseguire le rescissioni Cneg ad altissima risoluzione speciale. Rispetto a 1,5 o 3 Tesla, siamo stati in grado di migliorare la risoluzione spaziale di un fattore da tre a quattro.I nostri risultati mostrano che gli esami di risonanza magnetica fungshotica possono essere condotti con successo a 7 Tesla e possiamo dimostrare il potenziale dell'imaging cardiovascolare ultra-campo.

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

Research

Ricerca

JoVE Journal

Medicine

Medicina

Questo studio dimostra il successo dell'affermazione della risonanza magnetica come strumento non invasivo per valutare le anomalie cardiache nei topi affetti da miocardite autoimmune.  I dati indicano che la tecnica può essere utilizzata per monitorare la progressione della malattia negli animali vivi.

La valutazione non invasiva della Cardiac Anomalie in Experimental Autoimmune miocardite da Risonanza Magnetica Imaging Microscopy nel mouse

Un protocollo per la stima di tempo di insorgenza ictus in un modello del ratto del colpo sfruttando la formazione immagine a risonanza magnetica quantitativa (qMRI) parametri è descritto. La procedura sfrutta la diffusione MRI per la delineazione della lesione colpo acuto e quantitativa T1 e T2 (qT1 e qT2) tempi di rilassamento per la temporizzazione del colpo.

Un protocollo di risonanza magnetica per la stima del tempo di corsa inizio nell'Ischemia cerebrale permanente

L'obiettivo di questo articolo è descrivere come la risonanza magnetica cardiaca può essere utilizzata per la valutazione e la diagnosi di un sospetto trombo cardiaco. Il metodo presentato descriverà l'acquisizione dei dati, nonché il protocollo pre-procedura e post-procedura.

Risonanza magnetica cardiaca per la valutazione di un trombo cardiaco sospetto: tecniche convenzionali ed emergenti

Qui, presentiamo un protocollo per acquisire immagini di risonanza magnetica (MR) del cervello dei pazienti con sclerosi multipla (SM) a 7.0 Tesla. Il protocollo include la preparazione del setup, comprese le bobine a radiofrequenza, le procedure di intervista standardizzate con i pazienti con SM, il posizionamento del soggetto nello scanner MR e l'acquisizione dei dati MR.

Risonanza Magnetica della Sclerosi Multipla a 7.0 Tesla

Un metodo pratico e preciso per misurare i parametri ceppo nel tessuto miocardico è di grande valore clinico, poiché è stato dimostrato, che il ceppo è un marker più sensibile e precedenti per la disfunzione contrattile rispetto al parametro di uso frequente EF.

Risonanza Magnetica Derivato valutazione di deformazione miocardica Utilizzo del rilevamento delle caratteristiche

Tensore di diffusione (DTI) serve essenzialmente come strumento di risonanza magnetica-based per...

Diffusion Tensor Imaging a risonanza magnetica in Analisi delle Malattie Neurodegenerative

Le malattie neuromuscolari spesso mostrano una temporalmente variabile, patologia spazialmente eterogeneo e multiforme. L'obiettivo di questo protocollo è quello di caratterizzare questa patologia utilizzando magnetici metodi di imaging di risonanza non invasive.

Quantitative Magnetic Resonance Imaging di malattia muscolare scheletrico

L'obiettivo di questo protocollo è applicare la risonanza magnetica con contrasto dinamico (DCE-MRI) per xenotrapianti di tumore pancreatico ortotopico nei topi. La DCE-MRI è un metodo non invasivo per analizzare la microvascolarizzazione in un tessuto bersaglio ed è utile per valutare la risposta vascolare in un tumore a seguito di una nuova terapia.

Contrasto dinamico migliorato risonanza magnetica di un modello ortotopico cancro del pancreas mouse

Il metodo qui presentata utilizza simultaneamente la tomografia ad emissione di positroni e la risonanza magnetica. Nel modello di ipossia-ischemia cerebrale, cambiamenti dinamici nel metabolismo del glucosio e diffusione si verificano durante e dopo l'infortunio. Il danno in continua evoluzione e irriproducibile in questo modello richiede la simultanea acquisizione se dati di imaging multimodali significativi devono essere acquisite.

Simultanea Imaging PET / MRI Durante mouse cerebrale ipossia-ischemia

L'obiettivo generale di questa procedura è quello di misurare il flusso sanguigno nell'arteria carotica comune ratto utilizzando la risonanza magnetica di contrasto di fase non invadente.

Fase di contrasto risonanza magnetica nell'arteria carotica comune ratto

Scopri la risonanza magnetica cardiaca a 7 Tesla per l'imaging cardiovascolare ad alta risoluzione. Questo protocollo utilizza bobine RF multicanale e shimming avanzato per valutare la funzione miocardica con precisione superiore.

Risonanza magnetica cardiaca a 7 Tesla

Esplora altri video