Name: 7 テスラで心臓磁気共鳴イメージング (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2019-01-06T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 14 s
Description: 学ぶ7テスラ心臓MRIプロトコル。マルチチャネルRFコイルと高次B0シミングを用いて高忠実度の機能的心血管磁気共鳴イメージングを実現し、心筋機能評価の精度向上に貢献します。

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著者は、設備、高度なイメージング、クイーンズランド大学のセンターで国立イメージング施設の科学的な技術的な支援を認めます。我々 はまたグラハム ・ ギャロウェイとイアン Brereton トアルフ ・ Niendorf の CAESIE の助成金を取得する彼らの助けのために感謝したいと思います。

研究は、クイーンズランド大学の倫理委員会によって承認されて、クイーンズランド州、オーストラリア、インフォームド コンセントは研究に含まれているすべての科目から取得されています。
1 科目
<ol><li>募集ボランティア対象 18 歳以上の内部でクイーンズランドの大学。</li>
	<li>インフォームド コンセント<ol>
<li>磁気共鳴画像 (MRI) の安全地帯に入る前に検査を受ける潜在的なリスクを各件名をお知らせ。具体的には、超高磁界暴露と MRI 検査を受け可能な禁忌について説明します。試験に参加している自主的な件名を知らせるし、全然時間彼/彼女は試験を中止可能性があります。書面でのインフォームド コンセントを取得します。</li>
		<li>参加者に手順を説明します。以来、イメージングの実行中に終了期限で息を保持し、一貫性のある息こらえは画像品質、スキャンする前にテクニックを呼吸に件名のコーチに不可欠です。</li>
		<li>書面で MRI 安全地帯に入る前に、もう一度スキャナーの部屋に入る前にすべての科目で MR の安全性スクリーニングを実行します。例えば、ペース メーカー、埋込除細動器、その他危険な医療用インプラント (閉所恐怖症) MRI 検査を受けるため禁忌患者を除外します。</li>
	</ol>
</li>
	<li>スキャナーの部屋に入る前にスクラブに変更する件名を求めます。</li>
</ol>2. 準備
<ol><li>図 1 aおよびbに記載されている専用 32 チャネル1H 心臓トランシーバー (Tx/Rx) RF コイル26患者テーブルの上の操作に必要な追加のハードウェアを設定します。小さな電源スプリッター ボックス (図 1 c) から離れて、補助コイルの装備は 1 つ電源スプリッター ボックスと位相シフター ボックス (図 1 d) と 1 つの Tx/Rx インターフェイス ボックス (図 1e) になります 2 つの RF コイル セクションごと以下の件名の上に配置されます。それは収容するローカル大部分 7 テスラの信号励起に必要な電子を送信、1.5 T と 3.0 T で一般的に使用されると伝統的な鳥かご体コイルからはご利用いただけません。</li>
	<li>図 1 bで説明として患者テーブルの上端に追加の RF コイル ハードウェアを置き、銃剣ニール Concelman (BNC) ケーブルと共に個々 のボックスをリンクします。ボアは限られ、MRI に patient テーブルを呼び出すことができる距離からのアイソ センターでコイルのセンターを持つ被験者の心拍を置くことができることを保障するコイル基盤整備に患者のテーブルに十分なスペースを残すことを確認磁石です。</li>
	<li>Tx/Rx インターフェイス ボックスを患者のテーブルに 4 つのコイルのプラグに接続します。</li>
	<li>後部コイル配列 patient テーブル (図 1 b) の上端から 147 cm のセンターを配置します。このスポットは、後部のコイル配列に確実に被験者の心拍磁石のアイソ センターを patient テーブルを最大限に穴に打ち込まれた場合に定義します。スポットで定義済みのコイル配置は最適な動作を確保するため、重要です。後部のコイルの配列の最適の位置だけでなく、異なる身長のいくつかのボランティアを含む予備テストで補助装置の位置決めを決定します。</li>
	<li>後部の配列の Tx/Rx インターフェイス ボックスの適切なソケットに後部コイル配列の 4 本のケーブルを接続します。</li>
	<li>4 つを接続前部コイル配列のモジュール上のアレイの Tx/Rx インターフェイス ボックスで、対象の位置決めを許可する補助コイル装置上配列を反転します。</li>
	<li>主題の体に 3 つの心電図電極を取り付けます。電極配置システムのトリガー アルゴリズムの最適な動作を保証をベンダーのガイドラインに従ってください。</li>
	<li>患者の表 (図 1 階) に被写体を配置します。批判的に、確認対象の中心が置かれている中央後部のコイルに磁石のアイソ センター内でスキャンを保証するために。として、被験者の身長によって頭はコイル/インタ フェース ボックス コネクタの上に配置するがある、ケーブルを慎重に配置し、被験者の快適性とコンプライアンスを確保するため適切な緩衝材を使用します。</li>
	<li>トリガー デバイスを ECG 電極に接続します。</li>
	<li>パルス トリガー デバイスをサブジェクトの人差し指に付けます。MHD 効果によって導入された ECG 信号の深刻な歪みが発生した場合のトリガーのこの 2 番目のデバイスを使用します。</li>
	<li>安全の手絞る主題にボールです。</li>
	<li>ヘッドフォンとイヤホン騒音暴露量を減らすために、対象との通信を許可するように、対象を装備します。</li>
	<li>E F および G H プラグに接続するケーブルがそれぞれ被写体の頭の左右に位置するように、被写体の胸の前部コイルを配置します。</li>
	<li>ドライブ、スキャナーに件名を退屈させます。運転操作を手動で実行し、確実に駆動のプロセス中に被験者の安全性を保証するオフ位置にテーブル コントロールのスピード ボタン。自動モードはこのモードで変数テーブル速度がニューロ イメージングとテーブルを穴に自動的に運転できる距離に最適化されているので、スキャナー ハードウェアによって制限される使用をしないでください。</li>
	<li>インターホンで件名への通信が可能な場合、件名はよく感じている場合を確認します。</li>
	<li>MRI<ol>
<li>実行基本的なローカライザー (スカウト) をスライス ・ B0の 3 つの物理的なグラデーション軸に沿ってスキャン-シミングします。</li>
		<li>アクイジション ・ パラメーターは次の (フラッシュ) シーケンスを撮影、心電図トリガー高速低角度を使用: 視野 (FOV) = 400 mm マトリックス = 192 × 144、グラデーション軸ごとスライス = 1、厚さ = 8 mm、エコー時間 (TE) = 1.24、繰り返し時間 (TR) = 298 ms、フリップ角 = 10 °。</li>
		<li>パラレル MRI 加速係数を適用 2、参照線を = = 24 と autocalibrating 部分的並列買収 (グラッパ) 復興を一般化します。</li>
		<li>被験者の心拍が磁石のアイソ センターに配置されていることを確認するのにには、ローカライザー画像を使用します。必要に応じて、対象の位置を変更します。</li>
	</ol></li>
	<li>3rdは、B0 シミングを注文します。<ol>
<li>3rd順序シム ツール (図 2 a) を開き、すべて 3rd注文シム電流 (図 2 b) をリセットします。</li>
		<li>心 (図 2 c) をカバーする地域に適切なシミングのシム ボリュームを処方します。</li>
		<li>非トリガーの高度なフロー補償 3rd注文シム電流の計算のための 2 D エコー マルチ フラッシュ シム シーケンスを実行します。次のパラメーターを使用して、: FOV = 400 × 400 mm マトリックス = 80 x 80、スライス = 64、厚さ = TE1 5.0 mm = 3.06、TE2 5.10、TR を = = 7 ミリ秒、反転の角度 = 20 °、パラレル MRI (グラッパ) 加速係数 = 2、参照線 = 24。</li>
		<li>計算して 3rd注文シム電流を適用するには、次のプロトコルを開き、上記シム ボリュームにコピーします。[スタート] メニュー (図 2 a) でSetShimプログラムを実行します。次に、オプションメニュー (図 2 d) でマニュアル調整] ウィンドウを開きます。3 D シム] タブでの [計算 |適用2ndオーダー (図 2 e) のシム電流を設定します。最後に、シム電流に設定、3rd順序シム ツール (図 2 b) でShim_3rd の設定をクリックします。</li>
		<li>マニュアル調整ウィンドウを閉じます。シム ボリュームとシム電流検査の残りの修正してください。高度システム固有でシミングの手順をすることができます注意してください。</li>
	</ol></li>
	<li>さらにダブル斜めスライスの計画を支援するローカライザーを取得します。限り、息と心電図発生の 2 D フラッシュのシーケンス次のパラメーターで測定に使用してすべてローカライザー: FOV = 360 × 290 mm、マトリックス = 256 x 206、厚さ 6.0 mm、TE = = 1.57、TR 3.9 ms、フリップ角を = = 35 °、パラレル MRI (グラッパ) 加速ションの要因: 2、参照線: 24。有効期限で息を保持するために、患者に助言します。セグメント化されたシネ プロトコル (下記参照) を使用して、改良されたコントラストを達成するためにまたは高いフリップ角度を採用します。<ol>
<li>2 商工会議所ローカライザー (1 スライス)、中隔の壁 (図 3 a) に平行軸のスカウトに垂直に計画を取得します。</li>
		<li>僧帽弁と左心室 (図 3 b) の頂点を 2 室ローカライザー スライスに 4 室ローカライザー (1 スライス)、計画垂直を取得します。</li>
		<li>短軸ローカライザーを取得 (7 スライス、FOV = 360 × 330 mm)、計画 4 商工会議所ローカライザー僧帽弁に平行垂直と中隔の壁 (図 3 c) に垂直になります。</li>
	</ol></li>
	<li>シネ買収を実行します。高解像度息を開催心電図トリガーの使用が次のパラメーターで 2 D のフラッシュのシーケンスを分割: FOV = 360 x 270 mm マトリックス = 256 x 192/352 厚さ x 264 = 4.0 mm、TE = 3.14、TR = 6.3 ms、反転の角度 = 35-55 °、セグメント = 7、MRI (グラッパ)、加速度の fa を並列ctor = 2/3 時間分解能 = 42.6/44.3 ms。<ol>
<li>左心室の 4 室ビュー (水平長軸、HLA) スライスを開始します。僧帽弁と三尖弁 (図 3 d) の左の心室の頂点の中心を通る中央のスライスを計画します。有効期限内の個々 の息ホールド内の各スライスを取得します。</li>
		<li>次に、左心室短軸スライスを取得します。計画を立てることは、HLA に垂直と平行僧帽弁をアペックス (図 3e) にベースから全体左心室を覆うように。正確な関数をテストするには、位置を最初のスライス正確に僧帽弁尖挿入でスライスの中心心室内にあります。また、有効期限で個々 の息ホールド内の各スライスを取得します。</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>
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キーラン ・ オブライエンとより豊富なジョナサンはシーメンス (株) オーストラリアで働いていた。1 月リーガー トアルフ ・ Niendorf は、MRI の創設者。ツール GmbH は、ベルリン、ドイツ。1 月リーガーは、CTO と MRI の従業員だった。ツール社トアルフ ・ Niendorf は、CEO の MRI です。ツール社。

機能の CMR の定期試験は、7 テスラに正常に実施できます。SNR の利得を駆動電界強度に基づいて、人間の心臓のシネ画像が 1.5 または 3 t. と比較して有意に高い空間分解能で得られる1.2 〜 2.0 mm の長さの低い臨床分野の強み1,30、7 テスラの測定で使われるボクセル エッジが 6 に 8 mm、平面内のスライス厚は 4 mm と、等方性のスライス厚と実施でした。平面内の 1.0 mm の解像度。
7 テスラで得られた結果が期待されます。画像の品質は B1+ シミングが行われなかったと実験的オーバーヘッドが心臓チャンバー定量化のため臨床的に許容できる診察時間を容易にするために最小に保たれたが、1.5 T 以上 3 T で得られたものに匹敵します。時折画質は少し焦点 RF フィールドの不均一性による信号ボイドによって損なわれます。このような場合は、B1+ シミングの使用、並列伝送技術を介して利用可能な有益...

心臓血管磁気共鳴 (CMR) は、多様な臨床徴候1,2臨床価値が証明されたのです。特に、心臓の形態と機能の評価の主要な関連性は、通常心臓サイクル全体を使用して全体の心動き分割息開催二次元 (2 D) cinematograpic (追跡と可視化により実現シネ) イメージング技術。データ集録が心臓や呼吸器の運動の必要性と同様、複数の息で保持しての使用によって制限されます高高時空分解能、高血心筋コントラスト、高い信号対雑音比 (SNR) が必要ですが、全体の心または左心室報道はしばしば大規模なスキャン時間に します。パラレル イメージング、同時マルチ スライス画像や動きに対処するためのテクニックを助ける他の加速は関連制約3,4,5,6です。
また、恩恵を固有の SNR は、高磁場で得るため B0と高磁場システム 3 テスラ = 臨床ルーチン7,8でますます採用されています。開発は、超強磁場の調査を奨励しているも (B0≥7 テスラ、f≥298 MHz) CMR9,10、11,12,13,14。SNR および血心筋コントラスト高い電界強度に固有の利得が今日の制限15,16,を越える空間分解能を使用して強化された機能 CMR に譲渡する約束を保持します。17. ターンでは、磁気共鳴 (MR) の新たな可能性で心筋組織性状診断、代謝画像と微細構造のイメージングが予想される13。これまでのところ、いくつかのグループが CMR 7 テスラ、具体的に合わせた超高磁場技術されている性導入17,18,19,20、実証しています。 21,22。これらの有望な開発、超高磁場と CMR を考えることがまだ未開発13の可能性について。同時に、物理的な現象と磁場の不均一性、無線周波数 (RF) 励起フィールドの不均一性、非共鳴の成果物、誘電体効果、ローカライズされた組織加熱電界強度など、現実的な問題で独立した RF 電力蒸着制約によって、10,17に挑戦超高磁場におけるイメージング。後者は、高周波誘導組織加熱を制御し、安全な操作を確保するために用いられます。また、心電図 (ECG) ベースのトリガーすることができます大幅によって影響を受ける磁気流体力学 (MHD) 効果19,23,24。組織における短波長による課題に対応するには、多要素トランシーバー RF コイル配列に最適の 7 テスラの CMR は提案された21,25,26,27だった並列の RF 伝送は、伝送フィールド形成、またとして知られている B1+ シミング、磁場の不均一性と感受性工芸品18,28を削減することができる手段を提供します。現在の段階で、これらの手段のいくつかは実験的複雑さを増加可能性があります。、概念、有用な証明されている CMR 1.5 T、3 T の臨床実地に変換可能性があります。
現在、2 D バランスの取れた定常自由歳差運動 (bSSFP) シネ画像は 1.5 T と 3 T1臨床機能 CMR の参照の標準です。最近では、シーケンスは正常に 7 テスラで採用されたが、多数の課題の残る19。患者特定 B1+をシミングと余分な RF コイル調整が適用された RF 電力蒸着による制約を管理して典型的なバンディングのシーケンスを制御する注意してください B0シミングを行った。左心室 (LV) の機能評価のための 93 分の平均のスキャン時間が、努力は、臨床的に許容範囲を超える診察時間を延長しました。ここでは、甘やかされて育ったグラジエント エコー シーケンスは実行可能な代替を提供します。7 テスラの低い分野強さ21臨床イメージング プロトコルにも対応する左室機能評価 (29 ± 5) 分の合計診察時間は報告されました。それによって、甘やかされて育ったグラジエント エコー ベースの長期T1緩和時代から超高磁場における、強化された血心筋コントラスト 1.5 T のグラジエント エコー イメージングに優れて、CMR メリットこれはよく特定できる心膜、僧帽弁と三尖弁と同様、乳頭筋など微妙な解剖学的構造を表示します。Congruously、7 テスラで甘やかされて育ったグラジエント エコーによる心臓チャンバー定量化は 1.5 T202D bSSFP シネ画像から派生した LV パラメーターと密接に一致します。それを除けば、右心室 (RV) 商工会議所定量の正確さでは 7 テスラ29グラジエント エコー シーケンスを台無しに実現可能な高解像度を使用して示された最近。
課題と超高磁場における CMR の機会を認識し、この作業は、セットアップおよび治験薬の 7 テスラ研究スキャナー機能の CMR 買収用にカスタマイズされたプロトコルを示します。プロトコルは、障害を克服することができますして余分な実験のオーバーヘッドを最小限にとどめるのに役立つ実用的な考慮事項を提供する方法を示します、技術的な基盤をについて説明します。イメージングの提案と空間分解能の 4 倍の改善を構成する今日の臨床練習。それはフィールドに臨床アダプター、医者科学者、橋渡し研究、アプリケーションの専門家、氏放射線技師、技師や新規参入者のためのガイドラインを提供するものです。

<table><tbody><tr><td>7 テスラ MRI システム</td><td>シーメン</td><td></td>ス <td>治験薬</td></tr><tr><td>32 チャンネル -1H-心臓コイル</td><td>MRI。Tools GmbH</td><td></td><td>7.0テスラでのMRイメージングおよび分光法用のRFコイルの送信/受信</td></tr><tr><td>ECGトリガーデバイス</td><td>シーメンス</td><td></td><td></td></tr><tr><td>パルストリガーデバイス</td><td>シーメンス</td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

7 テスラで心臓磁気共鳴イメージング

Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

超高磁場における CMR (磁場の強さ B0 ≥ 7 テスラ) の恩恵をより高い磁場の強さで固有の信号対雑音比 (SNR) 利点と潜在的改善された信号のコントラストと分解能を提供します。有望な結果が達成されている、超高磁場 CMR はエネルギー蒸着制約および伝送フィールドの不均一性や磁場の不均一性など物理的な現象のために挑戦。さらに、磁気流体力学的効果は心筋の動きに関するデータ集録の同期を困難なレンダリングします。現在、新規の磁気共鳴技術を探究して課題に。すべての障害を克服することができます、超高磁場 CMR は機能的な CMR、心筋組織性状診断、組織イメージングまたは代謝イメージングのための新しい機会を生成するかもしれません。高忠実度を容易に心臓をトリガーのマルチ チャネル無線周波数 (RF) コイル技術が高い順序 B0シミングと共に 7 テスラとバックアップの信号で CMR に合わせたことを示すこの可能性を認識し、機能の CMR。提案のセットアップでは、診察時間の低い分野強さで達成と同様に心臓チャンバー定量化を実現できます。この経験を共有し、この専門知識の普及をサポートするためには、この作品は、私たちのセットアップおよびプロトコルに最適の 7 テスラで機能的な CMR をについて説明します。

心臓シネ試験に由来するボランティアの代表の結果は、図 4に描かれています。示されている短い軸と 4 室の長い軸の拡張期と収縮期時間枠は、人間の心のビューです。有意に高い空間分解能短い軸ビュー (図 4 a、 4 b、4 e、 4 階) の長い軸ビュー (図 4 c、 4 d 4 g、 4 h) と比較して、明確に表示されます。短いと長い軸スライスの両方では、画像は 4 ミリ薄いスライス厚を用いるときにも、心筋の壁が明確にする十分な信号対雑音および血心筋コントラストを提供します。雇われたパラレル イメージング加速方式は、顕著な雑音と高画質の画像を再構築。
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超高磁場磁気共鳴する固有の感度利得は、心臓の高空間分解能イメージングのための約束を保持しています。ここでは、高度なマルチ チャンネル高周波コイル、磁気フィールドをシミングとトリガーの概念を使用して 7 テスラで機能的心臓血管磁気共鳴 (CMR) 用にカスタマイズされたプロトコルについて述べる.

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 ...

次の実験の全体的な目標は、7テスラの超高磁場強度で心臓の高忠実度機能心MRIを実行することです。これは、超高磁場強度に特化したマルチチャンネルRFコイル技術をA.利用することで実現します。B.慎重な被写体の位置決め。C.は、利用可能なECGトリガデバイスを利用して、高次BOシミングとD.を採用しています。心血管磁気共鳴画像法は、適応の拡大範囲で実証済みの臨床価値を有する。特にこのイメージングは、心筋機能の評価に深い関連性を持っています。7テスラなどのウルトラフィードは、今日の限界を超えるspay-shous-lou-shusに転送できる大きな信号ノイズの利点を提供します。さらに、心筋組織の特性評価や微細構造イメージングの新たな可能性が期待されます。7テスラの利点は、時には実用的な障害や物理学レイレー現象の数によって相殺される場合があり、さらに、ECGトリガーは磁気流体力学的効果によって大きな影響を受ける可能性があります。これらの課題を認識し、7テスラで機能するためのセットアップとプロトコルを提案します。提案された画像化の議定書は今日の臨床練習との空間分解能の4倍の改善から成っている。臨床スキャナーとは異なり、1ポイント5または3テスラで動作し、超高磁場スキャナはボディコイルが装備されておらず、局所トランシーバアレイの使用は、励起信号に不可欠です。従って、患者テーブルは、専用の32チャネルトランシーバRFコイルを操作するために必要な追加のハードウェアを収容するために準備されなければならない。この実験で使用されるコイルは、被験者の下と上に配置される2つのRFコイルセクションに加えて、いくつかのパワースプリッタ、位相シフター、および送信受信インタフェースボックスで構成されています。まず、追加のRFコイルハードウェアを患者テーブルの上端に配置します。各ボックスを適切なBNCケーブルにリンクします。患者テーブルの4つのコイルプラグにインターフェイスボックスを接続します。テーブル上に、磁石のアイソ中心内の被写体の位置を保証するのに十分なスペースがあることを確認します。ここに示すように、これは、患者テーブル上のコイルのスポットを事前に定義することによって、異なる体高さのボランティアとの予備試験において達成することができる。後部コイルアレイを患者テーブルの事前定義された場所に置きます。適切なインターフェイス ボックスを使用してコイルを接続します。次に、前コイルアレイの4つのモジュールをそのインタフェースに接続し、被験者の位置決めを可能にするためにそれらを脇に置きます。画像処理手順、検査を受けるリスクについて被験者に知らせ、書面で同意を得る。MRI安全ゾーンに入る前に、MRIの安全性と金属スクリーニングを行います。撮像は、有効期限終了時にブレスホールド中に行われるため、一貫した呼吸保持は画質に不可欠です。スキャンの前に呼吸法に関する被験者を指導する。被写体の心臓を後コイルアレイの中心に置きます。ヘッドは通常、コイルインターフェイスボックスコネクタの上に配置されます。ケーブルの慎重な配置とクッションの適切な使用が重要であり、被写体の快適さとコンプライアンスを確保します。ECG電極とトリガー装置を本体に取り付けます。パルストリガー装置を被験者の人差し指に取り付けます。第2のトリガ装置は、重度のECG信号歪みの場合に切り替えを可能にする。安全スクイーズボールを被写体に渡します。前巻を被験者の胸部に置きます。ヘッドフォンとイヤホンを使用してノイズの露出を減らし、被写体との通信を可能にします。被写体をスキャナーの穴に入れて下さいます。先に進む前に、通信システムと被験者の幸福度を確認してください。こんにちは聞こえますか。大丈夫ですか。まもなくスキャナーを起動します。基本的なローカライザー スキャンを使用して、アイソセンターにおける参加者の心臓の正しい位置を確認します。必要に応じて、対象を再配置します。次に、心を完全に覆うシムのボリュームを処方します。トリガーされていないフロー補正された 2D マルチエコー フラッシュ シム シーケンスを使用して、3 次 shim 電流を計算します。電流を設定した後、検査の残りの部分を通して、シムボリュームとシム電流が固定されていることを確認します。二重斜めのスライス計画のために呼吸を保持し、ECGは2Dフラッシュシーケンスを引き起こした。息は常に満了で保持されます。まず、軸のスカウトに垂直な2つの部屋のローカライザースライスを計画し、中隔壁に平行に。画像のコントラストを最適化するには、ハイフリップ角度を採用するか、セグメント化されたシネ取得を使用します。第二に、2室のローカライザーに対して、ミトライアルバルブと左心室の頂点を通して垂直な4室のローカライザースライスを計画する。最後に、4室のローカライザースライスに垂直な7つの短いアクセスローカライザスライスを取得し、ミトライアルバルブに平行で、中隔壁に垂直にします。必要に応じて、視野を調整します。高解像、呼吸保持、ECGトリガー、セグメント化された2Dフラッシュシーケンスを使用して、シネの取得を実行します。左心室4室ビュー(横長軸とも呼ばれる)から開始します。中央スライスを僧帽弁と三カピッドバルブの中心、左心室の頂点を通して計画します。心全体を覆う。個々のブレスホールドの有効期限の間に各スライスをスキャンします。左心室短軸スライスを進めます。水平長軸に垂直で、僧帽弁に平行に計画します。ベースから頂点まで左心室全体を覆います。リーフレット挿入で、最初のスライスが僧帽弁に正確に配置されていることを確認します。繰り返しますが、個々のブレスホールドと有効期限で各スライスを取得します。この図は、左側の磁石ボアの外側のボランティアから得られた典型的な心電図跡を示し、右側の磁石のアイソセンターに示す。ECGは、電磁界との干渉と、磁気流体力学的効果(MHD効果)によって破損します。MHD効果は、収縮期大動脈流の心臓期に顕著であり、心電図トレースにおけるSTセグメントの重度の歪みとして見える。これは、R波認識と、心周期内のデータ取得の同期を損なう。この図は、提案されたプロトコルを用いて得られた長軸図の代表拡張期および収縮期画像を示す。ECGトリガ信号の著しい歪みにより、パルストリガを利用してこの取得を行った。トリガー信号のジッタは、シストルの間に顕著なマイナーな動きアーティファクトを誘発した。ここでは、代表的な短軸ビューを示します。平面内の1ミリメートルの非常に高い空間分解能ははっきりと見える。4ミリメートルの薄いスライスの厚さを採用している場合でも、画像はノイズに対して十分な信号を提供し、心筋壁を表現するためにコントラストを提供します。場合によっては、伝送場の破壊的な干渉による信号ボイドも同様に見ることができます。7テスラは、私たちは非常に高い特別な解像度でCnegの取り消しを実行することができます。1.5~3テスラと比べ、空間分解能を3~4倍に改善することができました。我々の結果は、7テスラで真菌MRI検査を正常に行うことができることを示しており、超フィールド心血管イメージングの可能性を実証することができる。

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

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JoVE Journal

Medicine

医学

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7.0テスラにおける多発性硬化症の磁気共鳴画像

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骨格筋疾患の定量的磁気共鳴イメージング

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同所膵臓癌マウスモデルのダイナミックコントラスト強化磁気共鳴画像

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マウス脳低酸素性虚血の間に同時PET / MRIイメージング

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ラットの総頸動脈で位相コントラスト磁気共鳴イメージング

学ぶ7テスラ心臓MRIプロトコル。マルチチャネルRFコイルと高次B0シミングを用いて高忠実度の機能的心血管磁気共鳴イメージングを実現し、心筋機能評価の精度向上に貢献します。

7 テスラで心臓磁気共鳴イメージング

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