Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.

Artykuł metodologiczny

Kwantyfikacja przepływu krwi u płodu ludzkiego za pomocą rezonansu magnetycznego i kompensacji ruchu

2.5K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/61953

⸱

7 stycznia 2021

 ,  ,  , 
1Department of Medical Biophysics, University of Toronto, 2Division of Translational Medicine, The Hospital for Sick Children, 3Labatt Family Heart Centre, The Hospital for Sick Children, 4Department of Pediatrics, University of Toronto, 5Division of Pediatric Cardiology, The Hospital for Sick Children

W tym artykule

Podsumowanie

Tutaj prezentujemy protokół szybkiego pomiaru przepływu krwi płodu za pomocą MRI i retrospektywnego wykonywania korekcji ruchu i bramkowania serca.

Streszczenie

Rezonans magnetyczny (MRI) jest ważnym narzędziem do klinicznej oceny morfologii układu krążenia i funkcji serca. Jest to również uznany standard opieki w zakresie oceny ilościowej przepływu krwi na podstawie rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym. Chociaż taki pomiar przepływu krwi jest możliwy u dorosłych od dziesięcioleci, metody rozszerzające tę zdolność na przepływ krwi u płodu zostały opracowane dopiero niedawno.

Kwantyfikacja przepływu krwi płodu w głównych naczyniach jest ważna dla monitorowania patologii płodu, takich jak wrodzona wada serca (CHD) i ograniczenie wzrostu płodu (FGR). Choroba niedokrwienna serca powoduje zmiany w strukturze serca i unaczynieniu, które zmieniają bieg krwi u płodu. W FGR ścieżka przepływu krwi jest zmieniana poprzez rozszerzenie zastawek tak, że zwiększa się natleniony dopływ krwi do mózgu. Kwantyfikacja przepływu krwi umożliwia ocenę stopnia zaawansowania patologii płodu, co z kolei pozwala na odpowiednie postępowanie z pacjentką in utero i planowanie opieki poporodowej.

Główne wyzwania związane z zastosowaniem rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym u ludzkiego płodu obejmują mały rozmiar naczynia krwionośnego, wysokie tętno płodu, potencjalne zniekształcenie danych MRI z powodu oddychania matki, nieprzewidywalne ruchy płodu oraz brak konwencjonalnych metod bramkowania serca do synchronizacji pozyskiwania danych. W tym miejscu opisujemy najnowsze osiągnięcia techniczne z naszego laboratorium, które umożliwiły ilościowe określenie przepływu krwi płodu za pomocą rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym, w tym postępy w przyspieszonym obrazowaniu, kompensacji ruchu i bramkowaniu serca.

Wprowadzenie

Kompleksowa ocena krążenia płodu jest niezbędna do monitorowania patologii płodu, takich jak ograniczenie wzrostu płodu (FGR) i wrodzona wada serca (CHD)1,2,3. W życiu płodowym postępowanie z pacjentką i planowanie opieki poporodowej zależy od stopnia patologii płodu4,5,6,7. Ostatnio wykazano wykonalność kwantyfikacji przepływu krwi płodu za pomocą rezonansu magnetycznego i jego zastosowania w ocenie patologii płodu3,8,9. Metoda obrazowania napotyka jednak wyzwania, takie jak wydłużony czas obrazowania w celu osiągnięcia wysokiej rozdzielczości czasoprzestrzennej, brak metod synchronizacji serca i nieprzewidywalne ruchy płodu10.

Unaczynienie płodu składa się z małych struktur (~5 mm średnicy dla głównych naczyń krwionośnych, które obejmują aortę zstępującą, przewód tętniczy, aortę wstępującą, główną tętnicę płucną i żyłę główną górną11,12,13). Aby rozdzielić te struktury i określić ilościowo przepływ, wymagane jest obrazowanie w wysokiej rozdzielczości przestrzennej. Co więcej, tętno płodu jest około dwa razy większe niż u osoby dorosłej. Wysoka rozdzielczość czasowa jest zatem również wymagana do rozwiązania dynamicznego ruchu serca i przepływu krwi w cyklu sercowym płodu. Konwencjonalne obrazowanie w tak wysokiej rozdzielczości czasoprzestrzennej wymaga stosunkowo długiego czasu akwizycji. Aby rozwiązać ten problem, wprowadzono przyspieszony rezonans magnetyczny płodu14,15,16. Krótko mówiąc, te techniki przyspieszenia obejmują niedostateczne próbkowanie w dziedzinie częstotliwości podczas pozyskiwania danych i retrospektywną rekonstrukcję o wysokiej wierności przy użyciu technik iteracyjnych. Jednym z takich podejść jest rekonstrukcja metodą compressed detection (CS), która umożliwia rekonstrukcję obrazów z mocno niedostatecznie próbkowanych danych, gdy zrekonstruowany obraz jest rzadki w znanej domenie, a artefakty niedostatecznego próbkowania są niespójne17.

Ruch w obrazowaniu płodu stanowi duże wyzwanie. Zniekształcenie ruchu może wynikać z ruchu oddechowego matki, ruchu masowego matki lub dużego ruchu płodu. Oddychanie matki prowadzi do okresowych translacji płodu, podczas gdy ruchy płodu są bardziej złożone. Ruchy płodu można sklasyfikować jako zlokalizowane lub brutto10,18. Ruchy miejscowe obejmują ruch tylko segmentów ciała. Zazwyczaj trwają około 10-14 sekund, a ich częstotliwość wzrasta wraz z ciążą (~90 na godzinę w terminie)10. Ruchy te na ogół powodują niewielkie zniekształcenia i nie wpływają na obszar zainteresowania obrazowania. Jednak duże ruchy płodu mogą prowadzić do poważnego zniekształcenia obrazu za pomocą komponentów ruchu płaszczyznowego. Ruchy te są ruchami całego ciała za pośrednictwem kręgosłupa i trwają 60-90 s.

Aby uniknąć artefaktów wynikających z ruchów płodu, najpierw podejmuje się kroki mające na celu zminimalizowanie ruchów matki. Kobiety w ciąży są bardziej zrelaksowane za pomocą poduszek podtrzymujących na łóżku skanera i ubrane w wygodne fartuchy, a ich partnerzy mogą być obecni obok skanera, aby zmniejszyć klaustrofobię19,20. Aby złagodzić skutki ruchów oddechowych matki, w badaniach przeprowadzono badania MR płodu pod kontrolą wstrzymania oddechu matki21,22,23. Jednak takie akwizycje muszą być krótkie (~15 s), biorąc pod uwagę zmniejszoną tolerancję wstrzymania oddechu u kobiet w ciąży. Ostatnio wprowadzono retrospektywne metody korekcji ruchu dla MRI płodu14,15,16. Metody te śledzą ruchy płodu za pomocą zestawów narzędzi rejestracyjnych i korygują ruch lub odrzucają niemożliwe do skorygowania części pozyskanych danych.

Na koniec, obrazy MR serca po urodzeniu są tradycyjnie pozyskiwane za pomocą elektrokardiogramu (EKG) w celu synchronizacji akwizycji danych z cyklem pracy serca. Bez bramkowania ruch serca i pulsacyjny przepływ z całego cyklu serca są łączone, tworząc artefakty. Niestety, sygnał EKG płodu cierpi z powodu zakłóceń spowodowanych sygnałem EKG matki24 i zniekształceń spowodowanych polem magnetycznym25. W związku z tym zaproponowano alternatywne, nieinwazyjne podejścia do bramkowania serca płodu, w tym samobramkowanie, bramkowanie zoptymalizowane metrycznie (MOG) i bramkowanie ultrasonograficzne dopplerowskie21,26,27,28.

Jak opisano w poniższych sekcjach, nasze podejście MRI do ilościowego określenia przepływu krwi płodu wykorzystuje nowatorską metodę bramkowania, MOG, opracowaną w naszym laboratorium i połączoną z korekcją ruchu i iteracyjną rekonstrukcją przyspieszonych akwizycji MRI. Podejście to opiera się na potoku z wcześniej opublikowanego badania14 i składa się z następujących pięciu etapów: (1) akwizycja przepływu krwi płodu, (2) rekonstrukcje w czasie rzeczywistym, (3) korekcja ruchu, (4) bramkowanie serca i (5) rekonstrukcje bramkowane.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

Wszystkie badania MRI zostały przeprowadzone za świadomą zgodą ochotników w ramach badania zatwierdzonego przez naszą instytucjonalną komisję etyki badań naukowych.

UWAGA: Metody opisane poniżej zostały zastosowane w systemie MRI 3T. Akwizycję wykonano przy użyciu radialnej sekwencji MRI z kontrastem fazowym. Sekwencja ta została przygotowana poprzez modyfikację trajektorii odczytu (w celu uzyskania wzoru gwiaździstego) kartezjańskiej sekwencji MRI z kontrastem fazowym producenta. Sekwencja oraz przykładowe protokoły są dostępne na zapytanie za pośrednictwem naszej platformy wymiany C2P. Wszystkie rekonstrukcje w niniejszej pracy zostały przeprowadzone na standardowym komputerze stacjonarnym o następującej specyfikacji: 32 GB pamięci, procesor 3,40 GHz z 8 rdzeniami oraz karta graficzna 2 GB z 1024 rdzeniami architektury CUDA (compute unified device architecture). Rekonstrukcja obrazów została wykonana w programie MATLAB. Niejednorodna szybka transformata Fouriera (NUFFT)29 została przeprowadzona na jednostce przetwarzania graficznego (GPU). Parametry korekcji ruchu obliczono przy użyciu programu elastix30. Rysunek 1 przedstawia protokół w kolejności chronologicznej, śledząc sposób przetwarzania nabytych kodowań prędkości (oznaczonych kolorami na Rysunku 1) wraz z reprezentatywnymi obrazami na każdym etapie rekonstrukcji. Kod do rekonstrukcji jest dostępny pod adresem https://github.com/datta-g/Fetal_PC_MRI. Choć przedstawiamy tutaj poszczególne kroki protokołu, większość tych etapów algorytmu jest zautomatyzowana w naszym potoku przetwarzania.

1. Pozycjonowanie pacjenta i badania lokalizacyjne

  1. Pomóż matce ułożyć się na stole do rezonansu magnetycznego w preferowanej przez nią, wygodnej pozycji, zazwyczaj w pozycji na plecach lub bocznej, na potrzeby badania MRI.
  2. Umieść cewkę sercową nad obszarem brzucha matki.
  3. Wsuń stół MRI do otworu magnesu i poinformuj matkę, że badanie zostanie rozpoczęte.
  4. Wykonaj badanie lokalizacyjne w celu zlokalizowania ciała płodu (rozdzielczość: 0.9 x 0.9 x 10 mm3, TE/TR: 5.0/15.0 ms, FOV: 450 x 450 mm2, liczba warstw: 6).
  5. Wykonaj precyzyjne badanie lokalizacyjne w celu zlokalizowania układu naczyniowego płodu, centrując grupę warstw na sercu płodu (rozdzielczość 1.1 x 1.1 x 6.0 mm3, TE/TR: 2.69/1335.4 ms, FOV: 350 x 350 mm2, liczba warstw: 10, orientacja: osiowa względem płodu).
  6. Powtórz precyzyjne badania lokalizacyjne w orientacjach strzałkowej i czołowej, aby uzyskać wyraźniejszy obraz naczyń płodu.
  7. Powtórz precyzyjne badania lokalizacyjne w przypadku znacznych ruchów płodu.

2. Pozyskiwanie danych o przepływie krwi płodu

  1. Zlokalizuj naczynia płodu, korzystając z obrazów lokalizacyjnych. Na przykład aorta zstępująca jest długim, prostym naczyniem znajdującym się w pobliżu kręgosłupa w płaszczyznach strzałkowych. Aortę wstępującą i główne tętnice płucne można zidentyfikować jako naczynia wychodzące odpowiednio z lewej i prawej komory. Przewód tętniczy można śledzić jako segment dystalny głównej tętnicy płucnej, proksymalnie względem aorty zstępującej. Górną żyłę główną można zidentyfikować w płaszczyznach osiowych w pobliżu podstawy serca płodu jako naczynie sąsiadujące z aortą wstępującą.
  2. Wyznacz przekrój prostopadły do osi wybranego naczynia płodu. Obracaj i przemieszczaj linię pomocniczą przekroju na komputerze konsoli MRI tak, aby przecinała ona docelowe naczynie prostopadle.
  3. Ustaw parametry skanowania (typ akwizycji: radialne MRI z kontrastem fazowym, rozdzielczość: 1.3 x 1.3 x 5.0 mm3, czas echa (TE)/ czas repetycji (TR): 3.25/5.75 ms, pole widzenia (FOV): 240 x 240 mm2, liczba warstw: 1, kodowanie prędkości: 100-150 cm/s w zależności od wybranego naczynia, kierunek kodowania prędkości: przezpłaszczyznowy, liczba widoków radialnych: 1500 na kodowanie, swobodne oddychanie).
  4. Uruchom skanowanie i zweryfikuj wyznaczony przekrój na podstawie wstępnej rekonstrukcji uśrednionej w czasie, wykonanej i wyświetlonej na komputerze konsoli MRI. Powtórz skany lokalizacyjne oraz skany z kontrastem fazowym, jeśli docelowe naczynie jest nieobecne lub nieidentyfikowalne na wstępnej rekonstrukcji. Pozyskane surowe dane są przedstawione na schemacie w rysunku 1A, gdzie akwizycje z kompensacją prędkości i przezpłaszczyznowe są oznaczone odpowiednio kolorami czerwonym i niebieskim.
  5. Powtórz proces pozyskiwania danych o przepływie krwi płodu dla każdego docelowego naczynia krwionośnego.
    UWAGA: Pozyskane surowe dane (format: pliki DAT) muszą zostać przesłane do rekonstrukcji offline. Na przykład w skanerach Siemens można to wykonać za pomocą programu „twix”. Należy kliknąć prawym przyciskiem myszy pozyskane surowe dane na liście akwizycji i wybrać opcję „copy total raid file”.

3. Korekcja ruchu w pomiarach płodu

  1. Odtwórz serie w czasie rzeczywistym (rozdzielczość czasowa: 370 ms, widoki radialne: 64) z pozyskanych danych przy użyciu CS z 15 iteracjami optymalizacji sprzężonego gradientu z wykorzystaniem regularyzacji całkowitej zmienności przestrzennej (STV, waga: 0,008) i całkowitej zmienności czasowej (TTV, waga: 0,08), zgodnie ze schematem przedstawionym na Rysunku 1B.
  2. Wybierz obszar zainteresowania (ROI) obejmujący badane naczynie z tej pierwszej rekonstrukcji w czasie rzeczywistym, korzystając z interfejsu graficznego użytkownika opracowanego w programie MATLAB. Na tym etapie użytkownik musi narysować kontur obejmujący anatomię płodu, np. docelowe duże naczynia lub serce płodu.
  3. Wykonaj śledzenie ruchu ciała sztywnego za pomocą elastix30 (w oparciu o znormalizowaną informację wzajemną z empirycznie zoptymalizowanymi parametrami: 4 poziomy piramidy, 300 iteracji i transformacje translacyjne).
  4. Odrzuć śledzone klatki w czasie rzeczywistym, które wykazują niską informację wzajemną (MI) w stosunku do wszystkich pozostałych klatek (gdzie MI jest mniejsza niż 1,5-krotność rozstępu międzykwartylowego od średniej MI). Klatki te uznaje się za reprezentujące ruchy płaskie lub gwałtowne ruchy płodu.
  5. Wykorzystaj dane MRI odpowiadające najdłuższej serii ciągłych klatek w czasie rzeczywistym (bez przerw) z pozostałych klatek jako okres spoczynku wykorzystywany do dalszej rekonstrukcji.
  6. Interpoluj parametry korekcji ruchu translacyjnego z rozdzielczości czasowej serii w czasie rzeczywistym (370 ms) do TR akwizycji w spoczynku (5,75 ms).
  7. Zastosuj interpolowane parametry do zdefiniowanego okresu spoczynku danych MRI poprzez modulację fazy zgodnie z wzorem:
    Równanie właściwości przesunięcia transformaty Fouriera w przetwarzaniu sygnałów.

    gdzie s' to dane skorygowane o ruch, kx i ky to współrzędne w przestrzeni k, s to pozyskane dane nieskorygowane, Δx i Δy to śledzone przesunięcia w przestrzeni, a j oznacza Reprezentacja liczby zespolonej; wyrażenie matematyczne; pierwiastek kwadratowy z minus jeden; jednostka urojona..
    UWAGA: Wszystkie wartości liczbowe współczynników regularyzacji w niniejszej pracy zostały zoptymalizowane w poprzednich eksperymentach. Osiągnięto to za pomocą metody brute-force grid search w celu znalezienia współczynników regularyzacji minimalizujących błąd między rekonstrukcjami gęsto próbkowanego referencyjnego zbioru danych płodu a przypadkami retrospektycznie niedopróbkowanymi z tego samego zbioru danych.

4. Obliczanie tętna płodu

  1. Zrekonstruuj drugą serię obrazów w czasie rzeczywistym o wyższej rozdzielczości czasowej (rozdzielczość czasowa: 46 ms, rzuty radialne: 8), wykorzystując pozyskane dane za pomocą CS, ponownie stosując 15 iteracji optymalizacji metodą sprzężonego gradientu z regularyzacją STV (waga: 0,008) i TTV (waga: 0,08), zgodnie ze schematem przedstawionym na rysunku 1C.
  2. Ponownie zaznacz ROI obejmujące badane naczynie płodu.
  3. Uruchom multiparametryczny MOG na serii obrazów w czasie rzeczywistym, aby wyznaczyć zależną od czasu częstość akcji serca płodu.
  4. Podziel dane MRI skorygowane pod kątem ruchu na 15 fazy kardiologicznych, korzystając z wyznaczonej krzywej częstości akcji serca. Na tym etapie granice czasowe faz kardiologicznych są obliczane na podstawie częstości akcji serca z poprzedniego kroku. Na przykład granice dla itej fazy w ktym cyklu pracy serca są określone przez:
    Równania dla analizy zmienności częstości akcji serca, przedstawiające komponenty formuły przetwarzania sygnału.
    Równanie równowagi statycznej, formuła matematyczna, koncepcja ΣFx=0, odniesienie edukacyjne.
    gdzie HR(K) to czas wystąpienia ktego uderzenia serca. Znacznik czasu ntej akwizycji radialnej jest określony przez (n x TR). Dane ze znacznikami czasu mieszczącymi się w granicach danej fazy kardiologicznej są przypisywane do tej fazy.
    UWAGA: MOG jest techniką bramkowania26, która obejmuje iteracyjne grupowanie pozyskanych danych w oparciu o multiparametryczny model częstości akcji serca płodu w celu stworzenia obrazów CINE, które optymalizują metrykę obrazu w określonym obszarze zainteresowania.

5. Rekonstrukcja obrazów CINE płodu

  1. Odtwórz obrazy CINE przepływu płodowego, wykorzystując dane MRI z korekcją ruchu (binned motion corrected) oraz CS z 10 iteracjami optymalizacji metodą sprzężonego gradientu z regularyzacją STV (waga: 0,025) i TTV (waga: 0,01). Na tym etapie powstają dwa obrazy CINE: jeden dla akwizycji z kompensacją przepływu, CFC, oraz jeden z danymi z kodowaniem przepływu, CFE, zgodnie ze schematem przedstawionym na Rysunku 1D.
  2. Oblicz obraz prędkości wyznaczony przez fazę produktu elementowego CFE oraz sprzężonego zespolonego CFC.
  3. Zastosuj korekcję fazy tła31, aby skorygować efekty prądów wirowych. W tym automatycznym kroku płaszczyzna jest dopasowywana do fazy statycznych tkanek płodu i matki. Korekcję wykonuje się poprzez odjęcie płaszczyzny od fazy czułej na prędkość obliczonej w punkcie 4.2.
  4. Zapisz zrekonstruowane dane w plikach DICOM.
  5. Wczytaj pliki DICOM do oprogramowania do analizy przepływów, np. Segment v2.232.
  6. Wyznacz ROI obejmujące światło analizowanego naczynia krwionośnego, korzystając z obrazów anatomicznych i czułych na prędkość.
  7. Przenieś ROI na wszystkie fazy cyklu serca i skoryguj zmiany średnicy naczynia.
  8. Zapisz pomiary przepływu.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

Zasadniczo badania MRI w fazie przepływu obejmują sześć głównych naczyń płodowych: aortę zstępującą, aortę wstępującą, główną tętnicę płucną, przewód tętniczy, żyłę główną górną oraz żyłę pępowinową. Naczynia te są istotne z punktu widzenia klinicysty, ponieważ często są one zaangażowane w wady wrodzone serca (CHD) oraz ograniczoną zastawkę wzrostu płodu (FGR), wpływając na dystrybucję krwi w całym organizmie płodu9. Typowy czas trwania skanowania przy użyciu radialnego MRI z kontrastem fazowym wy...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

Metoda ta umożliwia nieinwazyjny pomiar przepływu krwi w wielkich naczyniach płodu ludzkiego oraz pozwala na retrospektywną korekcję ruchu i bramkowanie serca z wykorzystaniem technik rekonstrukcji iteracyjnej. Kwantyfikacja przepływu krwi płodu została wykonana za pomocą MRI w przeszłości 1,3,8,9. Badania te miały prospektywne podejście do łagodzenia zniekształ...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
elastixImage Sciences Institute, Uniwersyteckie Centrum Medyczne w UtrechcieOprogramowanie do rejestracji obrazów
Geforce GTX 960 Nvidia 04G-P4-3967-KR
gpuNUFFTCAI² RNiejednorodna szybka transformacja Fouriera
MAGNETOM PrismaSiemens10849583
MATLABMathWorks
Radial Phase Contrast MRI sekwencjaproducenta Kartezjańska Sekwencja kontrastu fazowego
SegmentMedvisioAnaliza danych
VENGEANCECorsairPamięć LPX DDR4-2666 
Trajektoria

Bibliografia

  1. Zhu, M. Y., et al. The hemodynamics of late-onset intrauterine growth restriction by MRI. American Journal of Obstetrics and Gynecology. 214 (3), 1-17 (2016).
  2. Zhu, M. Y., Jaeggi, E., Roy, C. W., Macgowan, C. K., Seed, M. Reduced combined ventricular output and increased oxygen extraction fraction in a fetus with complete heart block demonstrated by MRI. HeartRhythm Case Reports. 2 (2), 164-168 (2016).
  3. Sun, L., et al. Reduced Fetal Cerebral Oxygen Consumption is Associated With Smaller Brain Size in Fetuses With Congenital Heart Disease. Circulation. 131 (15), 1313-1323 (2015).
  4. Freud, L. R., et al. Fetal aortic valvuloplasty for evolving hypoplastic left heart syndrome: postnatal outcomes of the first 100 patients. Circulation. 130 (8), 638-645 (2014).
  5. Peleg, D., Kennedy, C. M., Hunter, S. K. Intrauterine growth restriction: identification and management. American Family Physician. 58 (2), 453-467 (1998).
  6. Krishna, U., Bhalerao, S. Placental Insufficiency and Fetal Growth Restriction. Journal of Obstetrics and Gynaecology of India. 61 (5), 505-511 (2011).
  7. Seravalli, V., Miller, J. L., Block-Abraham, D., Baschat, A. A. Ductus venosus Doppler in the assessment of fetal cardiovascular health: an updated practical approach. Acta Obstetricia et Gynecologica Scandinavica. 95 (6), 635-644 (2016).
  8. Seed, M., et al. Feasibility of quantification of the distribution of blood flow in the normal human fetal circulation using CMR: a cross-sectional study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 14 (1), 79(2012).
  9. Prsa, M., et al. Reference ranges of blood flow in the major vessels of the normal human fetal circulation at term by phase-contrast magnetic resonance imaging. Circulation. Cardiovascular Imaging. 7 (4), 663-670 (2014).
  10. Piontelli, A. Development of Normal Fetal Movements: The Last 15 Weeks of Gestation. , Springer-Verlag. Mailand. (2015).
  11. Cartier, M., et al. The normal diameter of the fetal aorta and pulmonary artery: echocardiographic evaluation in utero. American Journal of Roentgenology. 149 (5), 1003-1007 (1987).
  12. Ruano, R., de Fátima Yukie Maeda, M., Niigaki, J. I., Zugaib, M. Pulmonary artery diameters in healthy fetuses from 19 to 40 weeks' gestation. Journal of Ultrasound in Medicine. 26 (3), 309-316 (2007).
  13. Nowak, D., Kozłowska, H., Żurada, A., Gielecki, J. Diameter of the ductus arteriosus as a predictor of patent ductus arteriosus (PDA). Central European Journal of Medicine. 6 (4), 418-424 (2011).
  14. Goolaub, D. S., et al. Multidimensional fetal flow imaging with cardiovascular magnetic resonance: a feasibility study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 20 (1), 77(2018).
  15. Roy, C. W., Seed, M., Kingdom, J. C., Macgowan, C. K. Motion compensated cine CMR of the fetal heart using radial undersampling and compressed sensing. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 19 (1), 29(2017).
  16. van Amerom, J. F. P., et al. Fetal cardiac cine imaging using highly accelerated dynamic MRI with retrospective motion correction and outlier rejection. Magnetic Resonance in Medicine. 79 (1), 327-338 (2018).
  17. Lustig, M., Donoho, D., Pauly, J. M. Sparse MRI: The application of compressed sensing for rapid MR imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 58 (6), 1182-1195 (2007).
  18. Edwards, D. D., Edwards, J. S. Fetal movement: development and time course. Science. 169 (3940), New York, N.Y. 95-97 (1970).
  19. Malamateniou, C., et al. Motion-Compensation Techniques in Neonatal and Fetal MR Imaging. American Journal of Neuroradiology. 34 (6), 1124-1136 (2013).
  20. Rutherford, M., et al. MR imaging methods for assessing fetal brain development. Developmental Neurobiology. 68 (6), 700-711 (2008).
  21. Haris, K., et al. Self-gated fetal cardiac MRI with tiny golden angle iGRASP: A feasibility study: Self-Gated Fetal Cardiac MRI with iGRASP. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (1), 207-217 (2017).
  22. Glenn, O. A. MR imaging of the fetal brain. Pediatric Radiology. 40 (1), 68-81 (2010).
  23. Rodríguez-Soto, A. E., et al. MRI Quantification of Human Fetal O2 Delivery Rate in the Second and Third Trimesters of Pregnancy. Magnetic Resonance in Medicine. 80 (3), 1148-1157 (2018).
  24. Sameni, R., Clifford, G. D. A Review of Fetal ECG Signal Processing; Issues and Promising Directions. The Open Pacing, Electrophysiology & Therapy Journal. 3, 4-20 (2010).
  25. Millis, R. Advances in Electrocardiograms: Methods and Analysis. BoD - Books on Demand. , (2012).
  26. Jansz, M. S., et al. Metric optimized gating for fetal cardiac MRI. Magnetic Resonance in Medicine. 64 (5), 1304-1314 (2010).
  27. Yamamura, J., et al. Cardiac MRI of the fetal heart using a novel triggering method: initial results in an animal model. Journal of Magnetic Resonance Imaging: JMRI. 35 (5), 1071-1076 (2012).
  28. Larson, A. C., et al. Self-gated cardiac cine MRI. Magnetic Resonance in Medicine. 51 (1), 93-102 (2004).
  29. Knoll, F., Schwarzl, A., Diwoky, C., Sodickson, D. K. gpuNUFFT-An open source GPU library for 3D regridding with direct Matlab interface. Proceedings of the 22nd Annual Meeting of ISMRM. , (2014).
  30. Klein, S., Staring, M., Murphy, K., Viergever, M. A., Pluim, J. P. W. elastix: a toolbox for intensity-based medical image registration. IEEE Transactions on Medical Imaging. 29 (1), 196-205 (2010).
  31. Walker, P. G., et al. Semiautomated method for noise reduction and background phase error correction in MR phase velocity data. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 3 (3), 521-530 (1993).
  32. Heiberg, E., et al. Design and validation of Segment - freely available software for cardiovascular image analysis. BMC Medical Imaging. 10 (1), 1(2010).
  33. Inder, T. E., Volpe, J. J. Chapter 17 - Intrauterine, Intrapartum Assessments in the Term Infant. Volpe's Neurology of the Newborn (Sixth Edition). , 458-483 (2018).
  34. Pelc, N. J., Herfkens, R. J., Shimakawa, A., Enzmann, D. R. Phase contrast cine magnetic resonance imaging. Magnetic Resonance Quarterly. 7 (4), 229-254 (1991).
  35. Steeden, J. A., Atkinson, D., Hansen, M. S., Taylor, A. M., Muthurangu, V. Rapid flow assessment of congenital heart disease with high-spatiotemporal-resolution gated spiral phase-contrast MR imaging. Radiology. 260 (1), 79-87 (2011).
  36. Kowalik, G. T., Knight, D., Steeden, J. A., Muthurangu, V. Perturbed spiral real-time phase-contrast MR with compressive sensing reconstruction for assessment of flow in children. Magnetic Resonance in Medicine. 83 (6), 2077-2091 (2020).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Tagi

MRI w kontra cie fazowymsynchronizacja z cyklem sercaobrazowanie przyspieszoneCompressed Sensingoptymalizacja bramkowania metrycznegowrodzone wady sercaograniczenie wzrostu p oduakwizycja radialna
Kwantyfikacja przepływu krwi u płodu ludzkiego za pomocą rezonansu magnetycznego i kompensacji ruchu
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki Korzystania

Zasady

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.