Rezonans magnetyczny serca przy 7 Teslach

Sercowo-naczyniowy rezonans magnetyczny (CMR) ma udowodnioną wartość kliniczną w rosnącym zakresie wskazań klinicznych^1,2. W szczególności ocena morfologii i funkcji serca ma ogromne znaczenie i zwykle odbywa się poprzez śledzenie i wizualizację ruchu serca przez cały cykl pracy serca przy użyciu segmentowanych technik obrazowania kinematograficznego (CINE) z wdychanym oddechem (2D). Chociaż wymagana jest wysoka rozdzielczość czasoprzestrzenna, wysoki kontrast krew-mięsień sercowy i wysoki stosunek sygnału do szumu (SNR), pozyskiwanie danych jest silnie ograniczone przez ruch serca i układu oddechowego, a stosowanie wielu wstrzymań oddechu, a także potrzeba pokrycia całego serca lub lewej komory często prowadzi do długiego czasu skanowania. Obrazowanie równoległe, symultaniczne obrazowanie wielowarstwowe lub inne techniki przyspieszania pomagają rozwiązać problemy związane z ruchem^3,4,5,6.

Ponadto, aby skorzystać z nieodłącznego przyrostu SNR przy wyższych polach magnetycznych, systemy wysokiego pola o B₀ = 3 Tesla są coraz częściej stosowane w rutynowych praktykach klinicznych^7,8. Rozwój zachęcił również do badań nad ultrawysokim polem (B₀≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR^{9,10,11,12,13,14}. Wzrost SNR i kontrastu krew-mięśni sercowy związany z wyższym natężeniem pola daje nadzieję na przeniesienie do ulepszonego funkcjonalnego CMR przy użyciu rozdzielczości przestrzennej, która przekracza dzisiejsze limity^15,16,17. Z kolei spodziewane są nowe możliwości charakterystyki tkanki mięśnia sercowego w oparciu o rezonans magnetyczny (MR), obrazowania metabolicznego i obrazowania mikrostruktury¹³. Do tej pory kilka grup zademonstrowało wykonalność CMR w 7 Tesla i wprowadzono specjalnie dostosowaną technologię ultra-wysokiego pola^{17,18,19,20,21,22}. Biorąc pod uwagę te obiecujące osiągnięcia, można uznać, że potencjał CMR o ultrawysokim polu jest jeszcze niewykorzystany¹³. Jednocześnie zjawiska fizyczne i przeszkody praktyczne, takie jak niejednorodność pola magnetycznego, niejednorodność pola wzbudzenia o częstotliwości radiowej (RF), artefakty rezonansowe, efekty dielektryczne, miejscowe ogrzewanie tkanek i niezależne od natężenia pola ograniczenia depozycji mocy RF sprawiają, że obrazowanie w ultrawysokim polu jest trudne^10,17. Te ostatnie są wykorzystywane do kontrolowania nagrzewania tkanek wywołanego falami radiowymi i zapewnienia bezpiecznej pracy. Co więcej, na wyzwalanie oparte na elektrokardiogramie (EKG) może mieć znaczący wpływ efekt magnetohydrodynamiczny (MHD)^19,23,24. Aby sprostać wyzwaniom związanym z krótką długością fali w tkance, zaproponowano wieloelementowe układy cewek RF nadawczo-odbiorczych dostosowane do CMR przy 7 Teslach^21,25,26,27. Równoległa transmisja RF zapewnia środki do kształtowania pola transmisyjnego, znanego również jako podkładkowanie B₁ +, co pozwala na zmniejszenie niejednorodności pola magnetycznego i artefaktów podatności^18,28. Chociaż na obecnym etapie niektóre z tych środków mogą zwiększyć złożoność eksperymentu, koncepcje okazały się pomocne i mogą zostać przełożone na mocne strony pola klinicznego CMR 1,5 T lub 3 T.

Obecnie, obrazowanie CINE 2D balanced steady state free precession (bSSFP) jest standardem odniesienia dla klinicznego funkcjonalnego CMR przy 1,5 T i 3 T¹. Ostatnio sekwencja ta została z powodzeniem zastosowana w 7 Tesla, ale pozostaje wiele wyzwań¹⁹. Zastosowano specyficzne dla pacjenta podkładkowanie B₁⁺ i dodatkowe regulacje cewki RF w celu zarządzania ograniczeniami osadzania mocy RF, a także przeprowadzono staranne podkładkowanie B₀ w celu kontrolowania typowych artefaktów pasmowania sekwencji. Przy średnim czasie skanowania wynoszącym 93 minuty w celu oceny funkcji lewej komory (LV), wysiłki wydłużyły czas badania poza klinicznie dopuszczalne limity. W tym przypadku zepsute sekwencje echa gradientowego stanowią realną alternatywę. Przy 7 Teslach podano całkowity czas badania (29 ± 5) minut w celu oceny funkcji lewej komna, co dobrze odpowiada protokołom obrazowania klinicznego przy niższych natężeniach pola²¹. W ten sposób zepsuty CMR oparty na echu gradientowym korzysta z wydłużonych czasów relaksacji T₁ w bardzo wysokim polu, co skutkuje zwiększonym kontrastem krew-mięsień sercowy, lepszym niż obrazowanie gradientowe echa przy 1,5 T. Dzięki temu subtelne struktury anatomiczne, takie jak osierdzie, zastawki mitralne i trójdzielne, a także mięśnie brodawkowate są dobrze rozpoznawalne. Zgodnie, zepsuta kwantyfikacja komory serca oparta na echu gradientowym przy 7 Teslach ściśle zgadza się z parametrami LV uzyskanymi z obrazowania 2D bSSFP CINE przy 1,5 T²⁰. Poza tym, dokładna kwantyfikacja komory prawej komory (RV) została niedawno wykazana, że jest możliwa do wykonania przy użyciu sekwencji echa gradientowego o wysokiej rozdzielczości przy 7 Tesla²⁹.

Uznając wyzwania i możliwości CMR na ultrawysokim polu, ta praca przedstawia konfigurację i protokół dostosowany do funkcjonalnego pozyskiwania CMR na eksperymentalnym skanerze badawczym 7 Tesla. Protokół nakreśla podstawy techniczne, pokazuje, w jaki sposób można przezwyciężyć przeszkody, i zawiera praktyczne rozważania, które pomagają ograniczyć dodatkowe koszty ogólne do minimum. Proponowany protokół obrazowania stanowi czterokrotną poprawę rozdzielczości przestrzennej w porównaniu z dzisiejszą praktyką kliniczną. Ma on na celu zapewnienie wytycznych dla adaptatorów klinicznych, lekarzy-naukowców, badaczy translacyjnych, ekspertów ds. zastosowań, radiologów MR, technologów i nowych osób w tej dziedzinie.

Badanie zostało zatwierdzone przez komisję etyczną University of Queensland, Queensland, Australia i uzyskano świadomą zgodę od wszystkich uczestników badania.

1. Tematy

1. Rekrutuj ochotników w wieku powyżej 18 lat wewnętrznie na Uniwersytecie w Queensland.
2. Świadoma zgoda
   1. Poinformuj każdego uczestnika o potencjalnych zagrożeniach związanych z poddaniem się badaniu przed wejściem do strefy bezpieczeństwa rezonansu magnetycznego (MRI). W szczególności omów ekspozycję na ultra wysokie pole magnetyczne i możliwe przeciwwskazania do poddania się badaniu MRI. Poinformuj uczestnika, że udział w egzaminie jest dobrowolny i że w każdej chwili może przerwać egzamin. Uzyskanie świadomej zgody na piśmie.
   2. Wyjaśnij uczestnikowi procedurę. Ponieważ obrazowanie odbywa się podczas wstrzymania oddechu pod koniec wydechu, a konsekwentne wstrzymywanie oddechu jest integralną częścią jakości obrazu, przed skanowaniem należy przeszkolić osobę badaną w zakresie techniki oddychania.
   3. Przeprowadzić badanie przesiewowe bezpieczeństwa MR u wszystkich osób przed wejściem do strefy bezpieczeństwa MRI na piśmie i ponownie przed wejściem do pomieszczenia skanera. Wyklucz osoby z przeciwwskazaniami do poddania się badaniu MRI (np. rozruszniki serca, wszczepione defibrylatory, inne niebezpieczne implanty medyczne lub klaustrofobia).
3. Poproś osobę, aby przebrała się w fartuch przed wejściem do pomieszczenia ze skanerem.

2. Przygotowanie

1. Skonfiguruj dodatkowy sprzęt wymagany do obsługi dedykowanego 32-kanałowego nadajnika-odbiornika serca ¹H (Tx/Rx) RF cewki ²⁶ na stole pacjenta, jak opisano w Rysunek 1a i b. Oprócz małego rozdzielacza mocy ( Rysunek 1c), wyposażenie cewki pomocniczej składa się z jednej skrzynki rozdzielacza mocy i skrzynki przesuwnika fazowego (Rysunek 1d) oraz jednej skrzynki interfejsu Tx/Rx (Rysunek 1e) dla każdej z dwóch sekcji cewki RF, które zostaną umieszczone poniżej i na górze obiektu. W większej części mieści lokalną elektronikę nadawczą, która jest wymagana do wzbudzenia sygnału przy 7 Teslach, ponieważ tradycyjne cewki korpusu klatki dla ptaków, powszechnie stosowane przy 1,5 t i 3,0 t, nie są dostępne.
2. Umieść dodatkowy osprzęt cewki RF na górnym końcu stołu pacjenta, jak opisano w Rysunek 1b i połącz poszczególne skrzynki razem za pomocą Bayonet Neill-Concelman (BNC). Ponieważ odległość, na jaką stół pacjenta może zostać wprowadzony w otwór rezonansu magnetycznego, jest ograniczona, należy pozostawić wystarczającą ilość miejsca na stole pacjenta na infrastrukturę cewki, aby zagwarantować, że serce pacjenta może być ustawione tak, aby środek cewki znajdował się w izośrodku magnesu.
3. Podłącz skrzynki interfejsu Tx/Rx do czterech wtyczek cewek na stole pacjenta.
4. Umieść środek tylnej matrycy cewki w odległości 147 cm od górnego końca stołu pacjenta (Rysunek 1b). To miejsce określa, gdzie należy umieścić tylny układ cewek, aby upewnić się, że serce pacjenta znajduje się w izocentrum magnesu, jeśli stół pacjenta jest maksymalnie wbity w otwór. Umieszczenie w predefiniowanym miejscu cewki ma kluczowe znaczenie dla zapewnienia optymalnej pracy. Określ optymalną pozycję tylnego układu cewek, a także położenie sprzętu pomocniczego w testach wstępnych z udziałem kilku ochotników o różnym wzroście ciała.
5. Podłącz cztery układu cewki tylnej do odpowiednich gniazd skrzynki interfejsu Tx/Rx dla macierzy tylnej.
6. Połącz cztery moduły układu cewek przednich ze skrzynką interfejsu Tx/Rx dla górnej matrycy i odwróć matrycę nad pomocniczym sprzętem cewki, aby umożliwić pozycjonowanie obiektu.
7. Przymocuj trzy elektrody EKG do ciała pacjenta. Postępuj zgodnie ze wskazówkami dostawcy dotyczącymi umieszczania elektrod, aby zapewnić optymalne działanie algorytmu wyzwalania systemu.
8. Umieść osobę na stole pacjenta (Rysunek 1f). Krytycznie upewnij się, że serce obiektu znajduje się centralnie w tylnej cewce, aby zagwarantować skanowanie w izocentrum magnesu. Ponieważ, w zależności od wzrostu obiektu, głowica będzie musiała być umieszczona na złączach cewki/skrzynki interfejsu, ostrożnie ułóż i użyj odpowiedniej amortyzacji, aby zapewnić pacjentowi wygodę i podatność.
9. Podłącz urządzenie wyzwalające do elektrod EKG.
10. Przymocuj urządzenie wyzwalające impulsy do palca wskazującego badanego. Użyj tego drugiego urządzenia do wyzwalania w przypadku poważnych zniekształceń sygnału EKG wprowadzonych przez efekt MHD.
11. Podaj bezpieczną piłkę do wyciskania fotografowanym osobom.
12. Wyposaż fotografowaną osobę w słuchawki i wkładki douszne, aby zmniejszyć narażenie na hałas i umożliwić komunikację z obiektem.
13. Umieść przednią cewkę na klatce piersiowej badanego tak, aby łączące się z wtyczkami E-F i G-H znajdowały się odpowiednio po prawej i lewej stronie głowy pacjenta.
14. Wbij obiekt do otworu skanera. Wykonaj operację jazdy ręcznie i upewnij się, że przycisk prędkości na elementach sterujących stołu jest w pozycji wyłączonej, aby zagwarantować bezpieczeństwo osoby badanej podczas procesu jazdy. Nie należy używać trybu automatycznego, ponieważ zmienna prędkość stołu w tym trybie jest zoptymalizowana pod kątem obrazowania neurologicznego, a odległość, na jaką stół może być automatycznie wbity w otwór, jest ograniczona przez sprzęt skanera.
15. Sprawdź, czy możliwa jest komunikacja z obiektem przez interkom i czy pacjent czuje się dobrze.
16. Obrazowanie MR
    1. Uruchom podstawowe skanowanie lokalizatora (scout) wzdłuż trzech fizycznych osi gradientu w celu planowania przekrojów i podkładek B₀.
    2. Użyj sekwencji szybkiego ujęcia pod niskim kątem (FLASH) wyzwalanej EKG z następującymi parametrami akwizycji: pole widzenia (FOV) = 400 mm, matryca = 192 x 144, warstwy na oś gradientu = 1, grubość = 8 mm, czas echa (TE) = 1,24, czas powtórzenia (TR) = 298 ms, kąt odwrócenia = 10°.
    3. Zastosować równoległy rezonans magnetyczny ze współczynnikiem przyspieszenia = 2, liniami odniesienia = 24 i uogólnioną rekonstrukcją częściowo równoległych akwizycji (GRAPPA) z autokalibracją.
    4. Użyj obrazów lokalizatora, aby sprawdzić, czy serce fotografowanej osoby znajduje się w izocentrum magnesu. W razie potrzeby zmień położenie obiektu.
17. Podkładkowanie B0^3-go rzędu
    Otwórz narzędzie do podkładek 3. rzędu (Rysunek 2a) i zresetuj wszystkie prądy podkładek 3. rzędu (Rysunek 2b).
    2. Określ objętość podkładki regulacyjnej w celu prawidłowego podkładkowania obszaru pokrywającego serce (Rysunek 2c).
    3. Uruchom niewyzwalaną, zaawansowaną sekwencję podkładek regulacyjnych 2D FLASH z kompensacją przepływu w celu obliczenia prądów podkładki regulacyjnej 3^. rzędu. Użyj następujących parametrów: FOV = 400 x 400 mm, matryca = 80 x 80, plastry = 64, grubość = 5,0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5,10, TR = 7 ms, kąt odwrócenia = 20 °, równoległy rezonans magnetyczny (GRAPPA), współczynnik przyspieszenia = 2, linie odniesienia = 24.
    4. Aby obliczyć i zastosować prądy podkładki 3^. rzędu, otwórz następny protokół i skopiuj wyżej wymienioną wolumin podkładki. Uruchom program SetShim w menu Start (Rysunek 2a). Następnie otwórz okno Manual Adjustment (Regulacje ręczne) w menu Options (Rysunek 2d). Na karcie Podkładka 3D kliknij przycisk Oblicz | Zastosuj, aby ustawić prądy podkładek regulacyjnych dla 2. rzędu (Rysunek 2e). Na koniec ustaw prądy podkładki, klikając Ustaw Shim_3rd w narzędziu do podkładek 3. rzędu (Rysunek 2b).
    5. Zamknij okno Regulacje ręczne. Utrzymuj objętość podkładki regulacyjnej i prądy podkładki na stałym poziomie przez pozostałą część badania. Należy pamiętać, że procedura podkładek może być bardzo specyficzna dla systemu.
18. Zdobądź dodatkowe lokalizatory, aby wspierać planowanie podwójnie ukośnych warstw. O ile nie zaznaczono inaczej, należy użyć sekwencji 2D FLASH 2D wstrzymanej na oddechu i wyzwalanej EKG z następującymi parametrami dla wszystkich pomiarów lokalizatora: FOV = 360 x 290 mm, matryca = 256 x 206, grubość = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, kąt odwrócenia = 35 °, równoległy rezonans magnetyczny (GRAPPA), współczynnik przyspieszenia: 2, linie odniesienia: 24. Należy zalecić pacjentowi, aby wstrzymał oddech na wydech. Zastosuj wysokie kąty odwrócenia lub użyj segmentowego protokołu cine (patrz poniżej), aby uzyskać lepszy kontrast.
    1. Zaopatrz się w lokalizator 2-komorowy (1 plaster), zaplanowany prostopadle do osiowego zwiadowcy równolegle do ściany przegrody (Rysunek 3a).
    2. Zdobądź 4-komorowy lokalizator (1 plaster), zaplanowany prostopadle do 2-komorowego lokalizatora przez zastawkę mitralną i wierzchołek lewej komory (Rysunek 3b).
    3. Zdobądź lokalizator krótkiej osi (7 warstw, FOV = 360 x 330 mm), zaplanowany prostopadle do lokalizatora 4-komorowego równolegle do zastawki mitralnej i prostopadle do ściany przegrody (Rysunek 3c).
19. Wykonaj akwizycje CINE. Użyj segmentowej sekwencji 2D FLASH o wysokiej rozdzielczości wyzwalanej przez EKG przy wdechu o następujących parametrach: FOV = 360 x 270 mm, matryca = 256 x 192/264 x 352, grubość = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, kąt odwrócenia = 35-55 °, segmenty = 7, równoległy rezonans magnetyczny (GRAPPA), współczynnik przyspieszenia = 2/3, rozdzielczość czasowa = 42,6/44,3 ms.
    1. Zacznij od wycinków z lewej komory w kształcie 4 komór (długa oś pozioma, HLA). Zaplanuj środkowy przekrój przez środek zastawki mitralnej i trójdzielnej oraz wierzchołek lewej komory (Rysunek 3d). Zdobądź każdy plasterek w ramach indywidualnego wstrzymania oddechu podczas wydechu.
    2. Następnie zdobądź plastry krótkiej osi lewej komory. Zaplanuj je prostopadle do HLA i równolegle do zastawki mitralnej, tak aby obejmowała całą lewą komorę od podstawy do wierzchołka (Rysunek 3e). Aby zapewnić dokładne testowanie działania, umieść pierwszy plasterek dokładnie na wstawach płatka zastawki mitralnej, tak aby środek wycinka znajdował się w komorze. Ponownie, zdobądź każdy plasterek w ramach indywidualnego wstrzymania oddechu podczas wydechu.

Reprezentatywne wyniki badań serca CINE pochodzące od ochotników są przedstawione w Rysunek 4. Pokazano rozkurczowe i skurczowe ramy czasowe o krótkiej osi i czterokomorowej osi długiej ludzkiego serca. Wyraźnie widoczna jest znacznie wyższa rozdzielczość przestrzenna dla widoków z krótkimi osiami (Rysunek 4a, 4b, 4e, 4f) w porównaniu z widokami z długimi osiami (Rysunek 4c, 4d, 4g, 4h). Zarówno w krótkich, jak i długich wycinkach osi, obrazy zapewniają wystarczający stosunek sygnału do szumu i kontrastu krew-mięsień sercowy, aby wyraźnie nakreślić ściany mięśnia sercowego, nawet przy zastosowaniu warstwy o grubości zaledwie 4 milimetrów. Zastosowany schemat akceleracji obrazowania równoległego zrekonstruował obrazy z wysoką jakością obrazu i bez rzucającego się w oczy wzmocnienia szumów.

Ze względu na niepowodzenie rozpoznawania załamka R w EKG, do akwizycji obrazu po prawej stronie zastosowano wyzwalanie oparte na pulsoksymetrii (Rysunek 4e-4h). Jitter w piku sygnału pulsoksymetrii indukował drobne artefakty ruchu, które były wyraźne w okresach skurczu i relaksacji serca, jak podkreślono w widoku długiej osi pokazanym na Rysunek 4h (czerwona strzałka). Puste sygnały spowodowane destrukcyjnymi zakłóceniami w polu transmisyjnym są oznaczone żółtymi strzałkami.

Typowe sygnały EKG uzyskane w jednym kanale urządzenia wyzwalającego u jednego zdrowego osobnika są przedstawione w Rysunek 5. Porównując sygnał EKG uzyskany na zewnątrz otworu magnesu (Rysunek 5a) z sygnałem uzyskanym z obiektem umieszczonym w izośrodku magnesu (Rysunek 5b), widoczne stają się znaczące różnice. W bardzo silnym polu magnetycznym sygnał EKG jest poważnie zniekształcony przez efekt MHD. Niekorzystne zjawisko wynika z interakcji między przewodzącym płynem krwi a zewnętrznym polem magnetycznym. Indukuje zniekształcające pole elektryczne nakładające się na własne pola depolaryzacyjne serca, a tym samym zniekształca sygnał odbierany przez elektrody EKG na skórze badanego. Efekt MHD skaluje się z B0 i jest szczególnie wyraźny podczas faz skurczowego przepływu aorty serca, dlatego dotyczy to głównie odcinka S-T sygnału EKG. Chociaż załamek R sygnału EKG zazwyczaj nie jest bezpośrednio dotknięty, może upośledzać rozpoznawanie załamka R i synchronizację serca. Warto zauważyć, że ze względu na zniekształcenia sygnału EKG, sygnały EKG uzyskane w obecności silnych pól magnetycznych nie mogą być wykorzystywane jako wskaźnik stanu nagłego pacjenta. Reprezentatywny sygnał impulsowy uzyskany wewnątrz otworu magnesu jest wyświetlany w Rysunek 5c. Pole magnetyczne nie ma wpływu na sygnał impulsowy. Opóźnienie fali tętna do fali R po 0 ms, które może wprowadzać artefakty, jest wyraźnie widoczne.

Rysunek 1: Eksperymentalna konfiguracja i elementy 32-kanałowej cewki Tx/Rx serca i sprzętu cewki. (a, b) Sprzęt pomocniczy składający się z 7 skrzynek sprzętowych i połączeniowych BNC jest umieszczony na górnym końcu stołu pacjenta, aby zapewnić jak najwięcej miejsca na ustawienie pacjenta. Tylny i przedni element cewki jest połączony ośmioma ze skrzynkami interfejsu. W przypadku omawianego systemu tylny układ cewek jest umieszczony nie dalej niż 1470 mm od górnego końca stołu, aby zapewnić umieszczenie serca w izośrodku magnesu. (c) Mała skrzynka rozgałęźnika mocy. (d) po jednym rozdzielaczu mocy i skrzynce przesuwnika fazowego dla tylnego i przedniego układu cewek. (e) Skrzynki interfejsu Tx/Rx dla przedniego (górnego) i tylnego (dolnego) układu cewek. Pomarańczowe i czarne kropkowane strzałki wskazują ścieżki sygnału nadawczego (Tx) i odbiorczego (Rx). (f) Obiekt umieszczony na tylnym układzie cewki. Głowica spoczywa na poduszce na 8 złączach cewki. Predefiniowany punkt cewki jest oznaczony czerwoną etykietą. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Rysunek 2: Podkładkowanie 3. rzędu za pomocą narzędzi do regulacji systemów i podkładek. (a) Menu Start z przyciskami narzędzia "podkładka 3. rzędu" i programu "ustaw podkładkę". (b) Narzędzie "podkładka 3. rzędu". (c) Umiejscowienie obszaru regulacyjnego nad sercem. (d) Uruchomienie narzędzia "Regulacje" z menu "Opcje". (e) Narzędzie "Regulacje" z przyciskami do obliczania i stosowania prądów podkładek2-go rzędu w zakładce "3D spalm". Kliknij tutaj aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Rysunek 3: Planowanie warstw dla obrazowania CINE serca. (a) planowanie lokalizatora 2-komorowego prostopadle do lokalizatora podstawowego. (b) Planowanie lokalizatora 4 komorowego prostopadłego do lokalizatora 2 komorowego, (c) Planowanie lokalizatora krótkiej osi na lokalizatorze 2 komorowym (po lewej) i prostopadłego do lokalizatora 4 komorowego (po prawej). (d) Planowanie 4-komorowego widoku lewej komory prostopadłej do lokalizatora krótkiej osi (po lewej) i lokalizatora 2-komorowego (po prawej). (e) Planowanie wycinków o krótkiej osi lewej komory na lewym komorze 4-komorowym (po lewej) i lokalizatorze 2-komorowym (po prawej).

Rysunek 4: Reprezentatywne wyniki obrazowania CINE serca w wysokiej rozdzielczości u dwóch osób przy użyciu wyzwalania EKG (a-d) i wyzwalania pulsu (e-h). (a, e) Ramy czasowe końca rozkurczu wycinka krótkiej osi środkowej komory uzyskane z rozdzielczością przestrzenną 1,0 x 1,0 x 4 mm3. lit. b), f) Odpowiednie końcowoskurczowe ramy czasowe. lit. c), g) Końcoworozkurczowe ramy czasowe poziomego wycinka długiej osi. lit. d), h) Odpowiednie końcowoskurczowe ramy czasowe. Przerwy w sygnale spowodowane niejednorodnością pola RF są oznaczone żółtymi strzałkami. Niewielkie błędy wyzwalania spowodowane opóźnieniem fali tętna są przedstawione w widoku długiej osi skanowania wyzwalanego impulsem (czerwona strzałka). Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Rysunek 5: Reprezentatywne sygnały EKG uzyskane na zewnątrz i wewnątrz otworu magnesu przy 7 Teslach. (a) Sygnał EKG uzyskany w dwóch kanałach (czerwony, niebieski) urządzenia wyzwalającego EKG na zewnątrz otworu magnesu. Fala R jest wyraźnie rozróżnialna. Zdarzenia wyzwalające są oznaczone kolorem zielonym. (b) Sygnał EKG uzyskany w izocentrum otworu magnesu o napięciu 7 Tesli. Efekt MHD wyraźnie wpływa na sygnał EKG, a w szczególności na element S-T sygnału EKG. Silne wahania sygnału mogą prowadzić do błędnego wyzwolenia. (c) Reprezentatywny sygnał impulsowy uzyskany w izocentrum otworu magnesu o napięciu 7 Tesli dla porównania. Pole magnetyczne nie ma wpływu na sygnał impulsowy. Zauważ, że fala tętna jest opóźniona w stosunku do załamka R EKG. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Kieran O'Brien i Jonathan Richer są zatrudnieni w firmie Siemens Ltd. Australia. Jan Rieger i Thoralf Niendorf są założycielami firmy MRI. TOOLS GmbH, Berlin, Niemcy. Jan Rieger był dyrektorem technicznym i pracownikiem firmy MRI. TOOLS GmbH. Thoralf Niendorf jest dyrektorem generalnym MRI. NARZĘDZIA Sp. z o.o.