Name: Rezonans magnetyczny serca przy 7 Teslach (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2019-01-06T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 14 s
Description: Poznaj protokół wysokiej jakości rezonansu magnetycznego serca przy 7 Teslach wykorzystujący zaawansowaną technologię cewek RF i precyzyjne pozycjonowanie pacjenta. Ta metoda umożliwia uzyskanie znacznie lepszej rozdzielczości przestrzennej w ocenie czynności mięśnia sercowego.

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

Autorzy dziękują za udogodnienia oraz naukową i techniczną pomoc National Imaging Facility w Centre for Advanced Imaging, University of Queensland. Chcielibyśmy również podziękować Grahamowi Gallowayowi i Ianowi Breretonowi za ich pomoc w uzyskaniu grantu CAESIE dla Thoralfa Niendorfa.

Badanie zostało zatwierdzone przez komisję etyczną University of Queensland, Queensland, Australia i uzyskano świadomą zgodę od wszystkich uczestników badania.
1. Tematy
<ol>
	<li>Rekrutuj ochotników w wieku powyżej 18 lat wewnętrznie na Uniwersytecie w Queensland.</li>
	<li>Świadoma zgoda
	<ol>
		<li>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.</li>
		<li>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.</li>
		<li>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).</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Poproś osobę, aby przebrała się w fartuch przed wejściem do pomieszczenia ze skanerem.</li>
</ol>
2. Przygotowanie
<ol>
	<li>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 (<silna klasa = "xfig" > Rysunek 1c), wyposażenie cewki pomocniczej składa się z jednej skrzynki rozdzielacza mocy i skrzynki przesuwnika fazowego (<silna klasa = "xfig" >Rysunek 1d) oraz jednej skrzynki interfejsu Tx/Rx (<silna klasa = "xfig" >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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Podłącz skrzynki interfejsu Tx/Rx do czterech wtyczek cewek na stole pacjenta.</li>
	<li>Umieść środek tylnej matrycy cewki w odległości 147 cm od górnego końca stołu pacjenta (<silna klasa="xfig">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.</li>
	<li>Podłącz cztery układu cewki tylnej do odpowiednich gniazd skrzynki interfejsu Tx/Rx dla macierzy tylnej.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Przymocuj trzy elektrody EKG do ciała pacjenta. Postępuj zgodnie ze wskazówkami dostawcy dotyczącymi umieszczania elektrod, aby zapewnić optymalne działanie algorytmu wyzwalania systemu.</li>
	<li>Umieść osobę na stole pacjenta (<silna klasa="xfig">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.</li>
	<li>Podłącz urządzenie wyzwalające do elektrod EKG.</li>
	<li>Przymocuj urządzenie wyzwalające impulsy do palca wskazującego badanego. Użyj tego drugiego urządzenia do wyzwalania w przypadku poważnych zniekształceń sygnału EKG wprowadzonych przez efekt MHD.</li>
	<li>Podaj bezpieczną piłkę do wyciskania fotografowanym osobom.</li>
	<li>Wyposaż fotografowaną osobę w słuchawki i wkładki douszne, aby zmniejszyć narażenie na hałas i umożliwić komunikację z obiektem.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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.</li>
	<li>Sprawdź, czy możliwa jest komunikacja z obiektem przez interkom i czy pacjent czuje się dobrze.</li>
	<li>Obrazowanie MR
	<ol>
		<li>Uruchom podstawowe skanowanie lokalizatora (scout) wzdłuż trzech fizycznych osi gradientu w celu planowania przekrojów i podkładek B0.</li>
		<li>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°.</li>
		<li>Zastosować równoległy rezonans magnetyczny ze współczynnikiem przyspieszenia = 2, liniami odniesienia = 24 i uogólnioną rekonstrukcją częściowo równoległych akwizycji (GRAPPA) z autokalibracją.</li>
		<li>Użyj obrazów lokalizatora, aby sprawdzić, czy serce fotografowanej osoby znajduje się w izocentrum magnesu. W razie potrzeby zmień położenie obiektu.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Podkładkowanie B03-go rzędu
	<ol>
		Otwórz narzędzie do podkładek 3. rzędu (<silna klasa="xfig">Rysunek 2a) i zresetuj wszystkie prądy podkładek 3. rzędu (<silna klasa="xfig">Rysunek 2b).<li></li>
		<li>Określ objętość podkładki regulacyjnej w celu prawidłowego podkładkowania obszaru pokrywającego serce (<silna klasa="xfig">Rysunek 2c).</li>
		<li>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.</li>
		<li>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 (<silna klasa="xfig">Rysunek 2e). Na koniec ustaw prądy podkładki, klikając Ustaw Shim_3rd w narzędziu do podkładek 3. rzędu (<silna klasa="xfig">Rysunek 2b).</li>
		<li>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.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>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.
	<ol>
		<li>Zaopatrz się w lokalizator 2-komorowy (1 plaster), zaplanowany prostopadle do osiowego zwiadowcy równolegle do ściany przegrody (<silna klasa="xfig">Rysunek 3a).</li>
		<li>Zdobądź 4-komorowy lokalizator (1 plaster), zaplanowany prostopadle do 2-komorowego lokalizatora przez zastawkę mitralną i wierzchołek lewej komory (<silna klasa="xfig">Rysunek 3b).</li>
		<li>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 (<silna klasa = "xfig">Rysunek 3c).</li>
	</ol>
	</li>
	<li>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.
	<ol>
		<li>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 (<silna klasa = "xfig">Rysunek 3d). Zdobądź każdy plasterek w ramach indywidualnego wstrzymania oddechu podczas wydechu.</li>
		<li>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 (<silna klasa="xfig">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.</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 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.

Badania funkcjonalne CMR można było z powodzeniem przeprowadzić w 7 Tesli. Opierając się na wzmocnieniu SNR zależnym od natężenia pola, obrazy ludzkiego serca CINE można uzyskać ze znacznie wyższą rozdzielczością przestrzenną w porównaniu do 1,5 lub 3 T. Podczas gdy grubość warstwy od 6 do 8 mm i długość krawędzi woksela w płaszczyźnie od 1,2 do 2,0 mm są powszechnie stosowane przy niższych natężeniach pola klinicznego 1,30, pomiary przy 7 Teslach można przeprowa...

Sercowo-naczyniowy rezonans magnetyczny (CMR) ma udowodnioną wartość kliniczną w rosnącym zakresie wskazań klinicznych1,2. 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 ruchem3,4,5,6.
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 klinicznych7,8. Rozwój zachęcił również do badań nad ultrawysokim polem (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. 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 limity15,16,17. 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 pola17,18,19,20,21,22. 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 trudne10,17. 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 Teslach21,25,26,27. Równoległa transmisja RF zapewnia środki do kształtowania pola transmisyjnego, znanego również jako podkładkowanie B1 +, co pozwala na zmniejszenie niejednorodności pola magnetycznego i artefaktów podatności18,28. 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.

<table><tbody><tr><td>7 System MRI Tesli</td><td>Siemens</td><td>Investigational Device</td>32-kanałowy rezonans magnetyczny cewki <td></td></tr><tr><td>serca -1H</td><td>. Tools GmbH</td><td></td><td>Cewka nadawczo-odbiorcza RF do obrazowania MR i spektroskopii przy 7,0 Tesla</td></tr><tr><td>Urządzenie wyzwalające EKG</td> Siemens Urządzenie wyzwalające <td>impulsy Siemens</td><td></td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

rezonans magnetyczny serca przy 7 teslach

Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

CMR przy ultra-wysokim polu (natężenie pola magnetycznego B0 ≥ 7 Tesla) korzysta z przewagi stosunku sygnału do szumu (SNR) nieodłącznie związanej z wyższymi natężeniami pola magnetycznego i potencjalnie zapewnia lepszy kontrast sygnału i rozdzielczość przestrzenną. Chociaż osiągnięto obiecujące wyniki, CMR o bardzo wysokim polu jest wyzwaniem ze względu na ograniczenia osadzania energii i zjawiska fizyczne, takie jak niejednorodności pola transmisyjnego i niejednorodności pola magnetycznego. Ponadto efekt magnetohydrodynamiczny utrudnia synchronizację akwizycji danych z ruchem serca. Odpowiedzią na te wyzwania są obecnie badania nad nową technologią rezonansu magnetycznego. Jeśli uda się przezwyciężyć wszystkie przeszkody, CMR w ultrawysokim polu może stworzyć nowe możliwości w zakresie funkcjonalnego CMR, charakterystyki tkanki mięśnia sercowego, obrazowania mikrostruktury lub obrazowania metabolicznego. Dostrzegając ten potencjał, pokazujemy, że wielokanałowa technologia cewek o częstotliwości radiowej (RF) dostosowana do CMR przy 7 Teslach wraz z podkładkowaniem wyższego rzędu B0 i sygnałem zapasowym do wyzwalania serca ułatwia działanie CMR o wysokiej wierności. Dzięki proponowanej konfiguracji kwantyfikacja komory serca może być realizowana w czasie badania podobnym do tego, jaki uzyskuje się przy niższych natężeniach pola. Aby podzielić się tym doświadczeniem i wesprzeć rozpowszechnianie tej wiedzy, w niniejszej pracy opisano naszą konfigurację i protokół dostosowany do funkcjonalnego CMR w 7 Tesla.

Reprezentatywne wyniki badań CINE serca uzyskane od ochotników przedstawiono na Rysunku 4. Przedstawiono klatki czasowe z fazy rozkurczowej i skurczowej w przekrojach osi krótkiej oraz osi długiej czterojamowej ludzkiego serca. Wyraźnie widoczna jest znacznie wyższa rozdzielczość przestrzenna dla obrazów osi krótkiej (Rysunek 4a, 4b, 4e, 4f) w porównaniu do obrazów osi długiej (<...

Przyrost czułości charakterystyczny dla rezonansu magnetycznego o ultrawysokim polu daje nadzieję na obrazowanie serca w wysokiej rozdzielczości przestrzennej. W tym miejscu opisujemy protokół dostosowany do funkcjonalnego rezonansu magnetycznego układu sercowo-naczyniowego (CMR) przy 7 Teslach przy użyciu zaawansowanej wielokanałowej cewki o częstotliwości radiowej, podkładkowania pola magnetycznego i koncepcji wyzwalania.

Rezonans magnetyczny serca przy 7 Teslach

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 ...

Ogólnym celem poniższego eksperymentu jest wykonanie funkcjonalnego rezonansu magnetycznego serca serca o wysokiej wierności przy bardzo wysokim natężeniu pola 7 Tesli. Osiąga się to dzięki wykorzystaniu wielokanałowej technologii cewek RF specjalnie dostosowanych do bardzo wysokiego natężenia pola. B. staranne pozycjonowanie obiektu.C. stosowanie wysokiej klasy podkładkowania BO i D. korzystanie z dostępnych urządzeń wyzwalających EKG. Rezonans magnetyczny układu sercowo-naczyniowego ma udowodnioną wartość kliniczną i jest coraz częściej stosowany w różnych wskazaniach. W szczególności obrazowanie to ma ogromne znaczenie dla oceny funkcji mięśnia sercowego.Kanały ultra, takie jak 7 Tesla, zapewniają dużą przewagę w zakresie szumów sygnału, które mogą być przenoszone na spay-shous-lou-shus, które przekraczają dzisiejsze limity. Z kolei spodziewamy się nowych możliwości charakterystyki tkanki mięśnia sercowego i obrazowania mikrostruktury. Zalety 7 Tesli są czasami niwelowane przez szereg praktycznych przeszkód i zjawisk fizycznych, takich jak Co więcej, na wyzwolenie EKG może mieć znaczący wpływ efekt magnetohydrodynamiczny.Zdając sobie sprawę z tych wyzwań, proponujemy konfigurację i protokół działania w 7 Tesla. Proponowany protokół obrazowania polega na czterokrotnej poprawie rozdzielczości przestrzennej w porównaniu z dzisiejszą praktyką kliniczną. W przeciwieństwie do skanerów klinicznych, pracujących w punkcie 1 5 lub 3 Tesli, skaner o ultrawysokim polu nie jest wyposażony w cewkę korpusu, a zastosowanie lokalnej macierzy nadawczo-odbiorczej jest niezbędne do wzbudzenia sygnału.W związku z tym stół pacjenta musi być przygotowany tak, aby pomieścić dodatkowy sprzęt wymagany do obsługi dedykowanej 32-kanałowej cewki RF nadajnika-odbiornika. Cewka użyta w tym eksperymencie składa się z kilku rozdzielaczy mocy, przesuwników fazowych i skrzynek interfejsu odbioru transmisyjnego, oprócz dwóch sekcji cewki RF, które zostaną umieszczone poniżej i na górze obiektu. Najpierw umieść dodatkowy osprzęt cewki RF w górnej części stołu pacjenta.Połącz poszczególne skrzynki za pomocą odpowiednich BNC. Podłącz skrzynki interfejsu do czterech wtyczek cewek na stole pacjenta. Upewnij się, że na stole jest wystarczająco dużo miejsca, aby zagwarantować ustawienie obiektu w izośrodku magnesu.Jak pokazano tutaj, można to osiągnąć poprzez wstępne zdefiniowanie miejsca na cewkę na stole pacjenta, w wstępnym teście z ochotnikami o różnym wzroście ciała. Umieść tylną matrycę cewki w określonym miejscu na stole pacjenta. Podłącz cewkę do odpowiedniej skrzynki interfejsu.Następnie połącz cztery moduły układu cewek przedniej cewki z jego interfejsem i odłóż je na bok, aby umożliwić ustawienie obiektu. Poinformuj osobę badaną o procedurze obrazowania, a także o potencjalnym ryzyku związanym z poddaniem się badaniu i uzyskaj pisemną zgodę. Przed wejściem do strefy bezpieczeństwa MRI należy wykonać badanie bezpieczeństwa MRI i badanie przesiewowe metalu.Ponieważ obrazowanie odbywa się podczas wstrzymywania oddechu pod koniec wydechu, konsekwentne wstrzymywanie oddechu jest integralną częścią jakości obrazu. Przeszkol osobę badaną w zakresie techniki oddychania przed skanowaniem. Umieść serce badanego centralnie w tylnym układzie cewek.Głowica będzie zwykle umieszczana na górze złączy skrzynki interfejsu cewki. Ważne jest staranne ułożenie i odpowiednie wykorzystanie amortyzacji, które zapewnia komfort i podatność obiektu. Przymocuj elektrody EKG i urządzenie spustowe do ciała.Przymocuj urządzenie wyzwalające impulsy do palca wskazującego badanego. Drugi wyzwalacz pozwala na przełączenie w przypadku silnych zniekształceń sygnału EKG. Podaj bezpieczną kulkę do wyciskania do obiektu.Umieść przednią cewkę na klatce piersiowej pacjenta. Użyj słuchawek i wkładek dousznych, aby zmniejszyć narażenie na hałas i umożliwić komunikację z obiektem. Wbij obiekt do otworu skanera.Zanim przejdziesz dalej, sprawdź systemy komunikacji i samopoczucie podmiotu. Cześć, słyszysz mnie? Czy wszystko z tobą ok?Niedługo uruchomimy skaner. Użyj podstawowych skanów lokalizatora, aby zweryfikować prawidłowe ułożenie serca uczestnika w izocentrum. W razie potrzeby zmień położenie obiektu.Następnie przepisz objętość podkładki tak, aby całkowicie zakrywała serce. Użyj niewyzwalanej sekwencji podkładek regulacyjnych 2D z kompensacją przepływu, aby obliczyć prądy podkładek trzeciego rzędu. Po ustawieniu prądów upewnij się, że objętość podkładki i prądy podkładki pozostają stałe przez pozostałą część badania.Do planowania podwójnie ukośnych plasterków użyj sekwencji błysku 2D wstrzymanego oddechem i wyzwalanej EKG. Oddech jest zawsze wstrzymywany w czasie wydechu. Najpierw zaplanuj dwukomorowy plaster lokalizatora prostopadły do zwiadowcy osiowego i równolegle do ściany przegrody.Aby zoptymalizować kontrast obrazu, zastosuj wysokie kąty odwrócenia lub użyj segmentowej akwizycji obrazu. Po drugie, zaplanuj czterokomorowy plaster lokalizatora prostopadły do lokalizatora dwukomorowego przez zastawkę mięśniową i wierzchołek lewej komory. Na koniec zdobądź siedem wycinków lokalizatora krótkiego dostępu prostopadłych do czterokomorowego wycinka lokalizatora, równoległych do zastawki mitrialnej i prostopadłych do ściany przegrody.Dostosuj pole widzenia zgodnie z potrzebami. Wykonuj akwizycje filmowe za pomocą sekwencji błysku 2D o wysokiej rozdzielczości, wstrzymywanej na oddechu, wyzwalanej EKG, podzielonej na segmenty. Zacznij od czterokomorowego widoku lewej komory, znanego również jako długa oś pozioma.Zaplanuj środkowy przekrój przez środek zastawki mitralnej i trójspluwaczki oraz wierzchołek lewej komory. Zakryj całe serce. Skanuj każdy wycinek podczas indywidualnego wydechu na wstrzymanie oddechu.Kontynuuj z plastrami krótkiej osi lewej komory. Zaplanuj je prostopadle do poziomej osi długiej i równolegle do zastawki mitralnej. Przykryj całą lewą komorę od podstawy do wierzchołka.Upewnij się, że pierwszy plasterek jest dokładnie umieszczony na zastawce mitralnej w przypadku wkładek ulotkowych. Ponownie, zdobądź każdy plasterek z indywidualnym wstrzymaniem oddechu i wydechem. Ten rysunek przedstawia typowy zapis EKG uzyskany od ochotnika poza otworem magnesu po lewej stronie i w izośrodku magnesu po prawej stronie.EKG jest zniekształcone przez interferencję pól elektromagnetycznych i efekt magnetohydrodynamiczny, w skrócie efekt MHD. Efekt MHD jest wyraźny podczas faz sercowych skurczowego przepływu aorty i jest widoczny jako poważne zniekształcenie odcinka ST w zapisie EKG. Utrudnia to rozpoznawanie załamka R i synchronizację akwizycji danych w cyklu pracy serca.Rysunek ten przedstawia reprezentatywne obrazy rozkurczowe i skurczowe widoków osi długich uzyskanych przy użyciu proponowanego protokołu. Ze względu na silne zniekształcenia sygnału wyzwalającego EKG, do tej akwizycji wykorzystano wyzwalanie impulsów. Jitter w sygnale wyzwalającym indukował drobne artefakty ruchu, które są wyraźne podczas sistolu.W tym miejscu pokazane są reprezentatywne widoki krótkich osi. Wyraźnie widoczna jest bardzo wysoka rozdzielczość przestrzenna wynosząca jeden na jeden milimetr w płaszczyźnie. Nawet przy zastosowaniu warstwy o grubości zaledwie czterech milimetrów, obrazy zapewniają wystarczający sygnał do szumów i kontrastu, aby nakreślić ściany mięśnia sercowego.W niektórych przypadkach można również zaobserwować puste sygnały spowodowane destrukcyjnymi zakłóceniami w polu transmisyjnym. 7 tesli pozwala nam na wykonywanie naruszeń Cneg z bardzo wysoką rozdzielczością specjalną. W porównaniu z 1,5 lub 3 Teslami udało nam się poprawić rozdzielczość przestrzenną od trzech do czterech razy.Nasze wyniki pokazują, że badania rezonansem magnetycznym grzybów mogą być z powodzeniem przeprowadzane przy 7 Teslach i możemy wykazać potencjał ultrapolowego obrazowania układu sercowo-naczyniowego.

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

Research

JoVE Journal

Medicine

Medycyna

To badanie pokazuje udane wprowadzenie obrazowania metodą rezonansu magnetycznego jako nieinwazyjnego narzędzia do oceny nieprawidłowości serca u myszy dotkniętych autoimmunologicznym zapaleniem mięśnia sercowego.  Dane wskazują, że technika ta może być stosowana do monitorowania postępu choroby u żywych zwierząt.

Nieinwazyjna ocena nieprawidłowości serca w eksperymentalnym autoimmunologicznym zapaleniu mięśnia sercowego za pomocą obrazowania za pomocą rezonansu magnetycznego u myszy

Opisano protokół szacowania czasu wystąpienia udaru w szczurzym modelu udaru, wykorzystujący parametry ilościowego rezonansu magnetycznego (qMRI). Procedura wykorzystuje dyfuzyjny rezonans magnetyczny do wyznaczenia zmiany w ostrym udarze mózgu oraz ilościowych czasów relaksacji T1 i T2 (qT1 i qT2) w celu określenia czasu udaru.

Protokół obrazowania metodą rezonansu magnetycznego do szacowania czasu wystąpienia udaru w trwałym niedokrwieniu mózgu

Celem tego artykułu jest opisanie, w jaki sposób rezonans magnetyczny serca może być wykorzystany do oceny i diagnozy podejrzanego zakrzepu serca. Przedstawiona metoda będzie opisywała pozyskiwanie danych, a także protokół przed zabiegiem i po zabiegu.

Rezonans magnetyczny serca do oceny podejrzenia zakrzepliny serca: techniki konwencjonalne i nowe

Tutaj prezentujemy protokół pozyskiwania obrazów rezonansu magnetycznego (MR) mózgów pacjentów ze stwardnieniem rozsianym (SM) przy 7,0 Tesli. Protokół obejmuje przygotowanie konfiguracji, w tym cewek o częstotliwości radiowej, ustandaryzowane procedury wywiadu z pacjentami ze stwardnieniem rozsianym, pozycjonowanie obiektu w skanerze MR i akwizycję danych MR.

Rezonans magnetyczny stwardnienia rozsianego przy 7,0 Tesli

Dokładna i praktyczna metoda pomiaru parametrów takich jak odkształcenie (strain) w tkance mięśnia sercowego ma dużą wartość kliniczną, ponieważ wykazano, że odkształcenie jest czulszym i wcześniejszym markerem dysfunkcji kurczliwości niż często stosowany parametr EF.

Ocena odkształcenia mięśnia sercowego w rezonansie magnetycznym z wykorzystaniem śledzenia cech (feature tracking)

Obrazowanie tensora dyfuzji (DTI) zasadniczo służy jako narzędzie oparte na MRI do identyfikacji in vivo mikrostruktury mózgu i procesów patologicznych spowodowanych zaburzeniami neurologicznymi w obrębie istoty białej mózgu. Analizy oparte na DTI pozwalają na zastosowanie ich w chorobach mózgu zarówno na poziomie grupy, jak i w danych pojedynczych osób.

Rezonans magnetyczny tensora dyfuzji w analizie chorób neurodegeneracyjnych

Choroby nerwowo-mięśniowe często wykazują zróżnicowaną czasowo, przestrzennie niejednorodną i wieloaspektową patologię. Celem tego protokołu jest scharakteryzowanie tej patologii za pomocą nieinwazyjnych metod obrazowania metodą rezonansu magnetycznego.

Ilościowy rezonans magnetyczny w chorobach mięśni szkieletowych

Celem tego protokołu jest zastosowanie dynamicznego rezonansu magnetycznego wzmocnionego kontrastem (DCE-MRI) dla ortotopowych ksenoprzeszczepów guza trzustki u myszy. DCE-MRI jest nieinwazyjną metodą analizy mikrokrążenia w tkance docelowej i przydatną do oceny odpowiedzi naczyniowej w guzie po nowej terapii.

Obrazowanie rezonansu magnetycznego z kontrastem dynamicznym ortotopowego modelu myszy z rakiem trzustki

Przedstawiona tutaj metoda wykorzystuje jednoczesną pozytonową tomografię emisyjną i obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego. W modelu niedotlenienia i niedokrwienia mózgu dynamiczne zmiany w dyfuzji i metabolizmie glukozy zachodzą w trakcie i po urazie. Ewoluujące i niepowtarzalne uszkodzenia w tym modelu wymagają jednoczesnej akwizycji, jeśli mają zostać pozyskane znaczące dane obrazowania multimodalnego.

Jednoczesne obrazowanie PET/MRI podczas niedotlenienia-niedokrwienia mózgu myszy

Ogólnym celem tej procedury jest pomiar przepływu krwi w tętnicy szyjnej wspólnej szczura za pomocą nieinwazyjnego rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym.

Rezonans magnetyczny z kontrastem fazowym w tętnicy szyjnej wspólnej szczura

Poznaj protokół wysokiej jakości rezonansu magnetycznego serca przy 7 Teslach wykorzystujący zaawansowaną technologię cewek RF i precyzyjne pozycjonowanie pacjenta. Ta metoda umożliwia uzyskanie znacznie lepszej rozdzielczości przestrzennej w ocenie czynności mięśnia sercowego.

Rezonans magnetyczny serca przy 7 Teslach

Przeglądaj więcej filmów