Summary
Følsomhed gevinst forbundet til ultrahigh felt magnetisk resonans holder løfte for højt rumlige opløsning billeddannelse af hjertet. Her, beskriver vi en protokol, der er tilpasset til funktionelle hjerte-kar-magnetisk resonans (CMR) på 7 Tesla ved hjælp af en avanceret multi-kanal radio-frekvens coil, magnetfelt shims og en udløsende koncept.
Abstract
CMR på en ultrahøj felt (magnetisk feltstyrke B0 ≥ 7 Tesla) nyder godt af signal-støj-forhold (SNR) fordel iboende på højere magnetisk feltstyrke og potentielt giver forbedret signal kontrast og rumlige opløsning. Mens lovende resultater er opnået, er ultra-høj felt CMR udfordrende på grund af energi deposition begrænsninger og fysiske fænomener som transmission felt ikke-uniformities og magnetisk felt inhomogeneities. Derudover gør magneto-Hydrodynamisk effekten synkronisering af dataopsamling med hjerte bevægelse vanskeligt. Udfordringerne behandles i øjeblikket af udforskninger i romanen magnetisk resonans teknologi. Hvis alle hindringer kan overvindes, kan ultra-høj felt CMR generere nye muligheder for funktionelle CMR, myokardial væv karakterisering, mikrostruktur imaging eller metaboliske billeddannelse. I erkendelse af dette potentiale, viser vi, at multi-kanals radio frekvens (RF) coil teknologi skræddersyet til CMR på 7 Tesla sammen med højere orden B0 shims og en backup signal for hjerte udløser letter high fidelity funktionelle CMR. Med den foreslåede setup, kan hjerte kammer kvantificering ske i undersøgelse gange svarende til dem, der opnås ved lavere Feltstyrker. At dele denne erfaring og støtte udbredelsen af denne ekspertise beskriver dette arbejde vores setup og skræddersyet til funktionelle CMR på 7 Tesla-protokollen.
Introduction
Hjerte-kar-magnetisk resonans (CMR) har dokumenteret klinisk værdi med en voksende vifte af kliniske indikationer1,2. Navnlig evalueringen af cardiac morfologi og funktion er af stor relevans og typisk realiseret af sporing og visualisere hjerte bevægelse i hele hele hjertets cyklus ved hjælp af segmenteret ånde-afholdt todimensionale (2D) cinematograpic ( CINE) Billeddannende teknikker. Mens en høj spatio-temporal opløsning, høj blod-myokardiet kontrast og høj signal-støj-forhold (SNR) er påkrævet, er til dataopsamling meget begrænset af den kardiale og respiratorisk bevægelse og brug af flere ånde-holder samt behovet for for hele hjerte eller venstre ventrikel fører dækning ofte til omfattende scanning gange. Parallelle imaging, simultan multi skive imaging eller andre acceleration teknikker bidrage til at løse forslaget vedrørende begrænsninger3,4,5,6.
Desuden, at drage fordel af den iboende SNR vinde på højere magnetfelter, høj felt systemer med B0 = 3 Tesla er stadig ansat i klinisk rutinemæssig7,8. Udviklingen har også tilskyndet undersøgelser af ultra-høj felt (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Gevinst i SNR og blod-myokardiet kontrast iboende til højere feltstyrke holder løftet om at være kan overføres til øget funktionel CMR ved hjælp af en rumlig opløsning, der overstiger dagens grænser15,16, 17. til gengæld nye muligheder for magnetisk resonans (MR) baseret Myokardie væv karakterisering, metabolisk imaging og mikrostruktur imaging er forventede13. Hidtil har har flere grupper påvist muligheden for CMR på 7 Tesla og specielt skræddersyet ultrahøj ager teknologi har været indført17,18,19,20, 21,22. Med hensyn til disse lovende udviklinger, potentialet i ultra-høj felt CMR kan anses for at være endnu uudnyttede13. På samme tid, fysiske fænomener og praktiske hindringer såsom magnetisk felt inhomogeneities, radiofrekvens (RF) excitation felt ikke-uniformities, off-resonans artefakter, dielektrisk effekter, lokaliserede væv varme og feltstyrke uafhængige RF power deposition begrænsninger gøre imaging på ultra-høj felt udfordrende10,17. Sidstnævnte er ansat til at styre RF induceret væv opvarmning og garantere en sikker drift. Endvidere kan elektrokardiogram (EKG) baseret udløsning være betydeligt påvirket af magneto-Hydrodynamisk (MHD) virkning19,23,24. For at løse de udfordringer fremkaldt af den korte bølgelængde i væv, var mange-element transceiver RF coil arrays skræddersyet til CMR på 7 Tesla foreslåede21,25,26,27. Parallelle RF transmission giver midler til transmission felt shaping, også kendt som B1+ shims, som gør det muligt for at reducere den magnetiske felt inhomogeneities og modtagelighed artefakter18,28. På nuværende tidspunkt, nogle af disse foranstaltninger kan øge den eksperimentelle kompleksitet, begreberne, der har vist sig nyttige og kan oversættes til de kliniske Feltstyrker CMR 1,5 T eller 3 T.
2D afbalanceret steady state gratis præcession (bSSFP) CINE imaging er i øjeblikket, standarden reference til klinisk funktionelle CMR på 1,5 T og 3 T1. For nylig sekvensen var med held ansat på 7 Tesla, men et stort antal udfordringer forbliver19. Patientens specifikke B1+ shims og ekstra RF coil justeringer blev anvendt for at styre RF power deposition begrænsninger og omhyggelig B0 shims blev udført for at styre rækkefølgen typisk banding artefakter. Med en gennemsnitlig scan tid af 93 minutter for venstre ventrikel (LV) funktion vurdering langvarig indsats undersøgelse gange ud over klinisk acceptable grænser. Her give forkælet gradient ekko sekvenser et levedygtigt alternativ. På 7 Tesla, blev samlede undersøgelse gange (29 ± 5) min LV funktion vurdering rapporteret, hvilket svarer godt til klinisk imaging protokoller på nederste felt styrker21. Dermed baseret forkælet gradient ekko CMR fordele fra langvarig T1 afslapning tid på ultra-høj felt der resulterer i en øget blod-myokardiet kontrast overlegen i forhold til gradient ekko imaging på 1,5 T. Dette gør subtile anatomiske strukturer såsom at hjertesækken, den mitral og tricuspid ventiler samt de papillærmusklerne godt kan identificeres. Congruously, accepterer forkælet gradient ekko baseret hjerte kammer kvantificering på 7 Tesla tæt med LV parametre stammer fra 2D bSSFP CINE imaging på 1,5 T20. Nøjagtig højre ventrikel (RV) kammer kvantificering viste i øvrigt for nylig muligt ved hjælp af en høj opløsning forkælet gradient ekko sekvens på 7 Tesla29.
Dette arbejde præsenterer erkendelse af de udfordringer og muligheder for CMR på ultra-høj felt, en opsætning og tilpasset til funktionelle CMR erhvervelser på et testpræparat 7 Tesla forskning scanner-protokollen. Protokollen skitserer de tekniske fundament, viser hvordan hindringer kan overvindes, og giver praktiske overvejelser, der hjælper til at holde de ekstra eksperimenterende overhead på et minimum. Den foreslåede imaging protokol udgør en firefoldige forbedring i rumlige opløsning versus dagens klinisk praksis. Det er beregnet til at give en retningslinje for kliniske adaptere, læge videnskabsfolk, translationel forskere, ansøgning eksperter, hr. radiographers, teknologer og nytilkomne ind i feltet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Undersøgelsen er godkendt af den etiske komité i University of Queensland, Queensland, Australien og informeret samtykke er indhentet fra alle fag indgår i undersøgelsen.
1. fag
- Rekruttere frivillige fag over 18 år af alder internt på University of Queensland.
- Informeret samtykke
- Informere hvert emne om potentielle risici undergå en undersøgelse før du indtaster magnetisk resonans imaging (MR) sikkerhedszone. Specifikt, diskutere ultrahøj magnetfelt eksponering og eventuel kontraindikationer for undergår en Mr-undersøgelse. Oplyse om at deltage i undersøgelsen er frivillig og det på alle gange han/hun kan afbryde behandlingen. Indhente informeret samtykke skriftligt.
- Forklar proceduren til deltageren. Da imaging udføres under ånde hold ved slutningen udløb og konsekvent ånde bedrift er integreret til billedkvaliteten, coach emne på åndedrættet teknik før scanning.
- Udføre hr. sikkerhed screening på alle emner, før du indtaster Mr sikkerhedszone skriftligt og igen før ind i scanner-værelse. Udelukke emner med kontraindikationer for undergår en Mr-undersøgelse (fx, pacemakere, indopereret defibrillatorer, andre usikre medicinske implantater eller klaustrofobi).
- Spørg emne til at ændre i scrubs før ind i scanner-værelse.
2. forberedelse
- Oprettet den ekstra hardware forpligtet til at drive den dedikerede 32 kanal 1H hjerte transceiver (Tx/Rx) RF coil26 på tabellen patient som skitseret i figur 1a og b. Bortset fra en lille magt splitter boks (figur 1 c) omfatter ekstra spole udstyr én magt splitter og fase shifter boks (fig. 1 d) og feltet én Tx/Rx interface (figur 1e) for hver af de to RF coil sektioner, der vil være placeret nedenfor og på toppen af emnet. Den større del det kan rumme lokalt sender elektronik, som er nødvendig for signal excitation på 7 Tesla, da traditionelle fuglebur krop bredbånd som almindeligt ansat på 1,5 T og 3.0 T er ikke tilgængelige.
- Placere yderligere RF coil hardware i den øverste ende af tabellen patient som skitseret i figur 1b og knytte de enkelte bokse bajonet Neill-Concelman (BNC) kabler. Siden den afstand, at tabellen patient kan være drevet i Mr lysningen er begrænset, sørge for at efterlade tilstrækkelig plads på tabellen patient for coil infrastruktur til at sikre, at fagets hjertet kan placeres med midten af spolen på isocenter af magnet.
- Forbinde boksene Tx/Rx interface til de fire coil stik på tabellen patient.
- Placer midten af posterior coil array 147 cm fra øverste ende af tabellen patient (figur 1b). Denne spot definerer, hvor den bageste coil matrix har skal placeres for at sikre, at fagets hjerte er på isocenter af magnet, hvis tabellen patient er maksimalt drevet ind i boringen. Placering på foruddefinerede coil stedet er afgørende, at sikre en optimal funktion. Hvilken matrixen posterior coil optimal position og positionering af hjælpeudstyr i indledende tests herunder flere frivillige af forskellige krop højde.
- Tilslut fire posterior coil array i de passende sockets i boksen Tx/Rx interface til den bageste array.
- Tilslut fire moduler af anterior coil array er med boksen Tx/Rx grænseflade for matrixen top og flip matrixen over ekstra spole udstyr til emnet positionering.
- Lægger de tre EKG-elektroder på kroppen af emnet. Følg retningslinjerne leverandør for elektrode placering for at sikre optimal drift af systemets udløser algoritme.
- Placer emnet på den patient tabel (figur 1f). Kritisk, Sørg for at fagets hjertet er placeret central til den bageste spole sikre scanning inden for isocenter af magnet. Da afhængigt af personens højde, hovedet skal placeres på toppen af spolen-grænsefladen box stik, Anbring kablerne omhyggeligt og sikre fagets komfort og overholdelse ved hjælp af passende dæmpning.
- Tilslut udløse enhed til EKG-elektroderne.
- Tillægger emnet pegefinger puls udløse enhed. Brug denne anden enhed for at udløse i tilfælde af alvorlige forvridninger af EKG-signalet indført af MHD effekt.
- Hånd sikkerhed klemme bolden til emnerne.
- Udstyre emnet med hovedtelefoner og øretelefoner til at reducere støjeksponering og tillade kommunikation med emnet.
- Placere den forreste spole på fagets bryst, sådan at de kabler, tilsluttes stikkene, E-F og G-H er placeret til højre og venstre af motivets hoved, henholdsvis.
- Drive genstand i scanneren bar. Udføre handlingen køre manuelt og sikre, at knappen speed tabel kontrolelementer er i off position til at garantere emnet sikkerhed under kørsel. Brug ikke den automatiske tilstand som variable tabel hastigheden i denne tilstand er optimeret til neuro imaging og afstanden tabellen kan køres automatisk ind i boringen er begrænset af scanner hardwaren.
- Kontroller meddelelse til emne via samtaleanlægget er muligt og hvis emnet godt.
- Hr. imaging
- Køre grundlæggende localizer (spejder) scanner langs de tre fysiske gradient akser for skive planlægning og B0-shims.
- Bruge en ECG-udløst hurtigt lav vinkel skud (FLASH) sekvens med følgende erhvervelse parametre: field of view (FOV) = 400 mm, matrix = 192 x 144, skiver pr. gradient akse = 1, tykkelse = 8 mm, echo tid (TE) = 1,24, gentagelse tid (TR) = 298 ms, flip vinkel = 10°.
- Anvende parallelle Mr med acceleration faktor = 2, referencelinjer = 24 og generaliseret autocalibrating delvist parallelt opkøb (GRAPPA) genopbygning.
- Brug localizer billeder til at kontrollere, at fagets hjertet er placeret i isocenter af magnet. Flytte emnet, hvis det er nødvendigt.
- 3rd ordre B0-shims
- Åbn 3rd ordre shim værktøj (figur 2a) og nulstille alle 3rd ordre shim strømme (figur 2b).
- Ordinere shim lydstyrken for ordentlig shims over et område, der dækker hjertet (figur 2 c).
- Køre en ikke-udløst avanceret flow kompenseret 2D multi echo FLASH shim sekvens til beregning af de 3rd ordre shim strømninger. Brug følgende parametre: FOV = 400 x 400 mm, matrix = 80 x 80, skiver = 64, tykkelse = 5,0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, flip vinkel = 20 °, parallelle MRI (GRAPPA), acceleration faktor = 2, referencelinjer = 24.
- For at beregne og anvende de 3rd ordre shim strømninger, åbne den næste protokol og kopiere den ovennævnte shim volumen. Kør programmet SetShim i opståen menuen (figur 2a). Næste, lukke vinduet Manuelle justeringer i menuen Indstillinger (figur 2d). Klik på Beregn i fanen 3D Shim | Anvende til Angiv shim strømme for 2nd ordre (figur 2e). Endelig, Angiv shim strømninger ved at klikke på Sæt Shim_3rd i 3rd ordre shim værktøj (figur 2b).
- Luk vinduet Manuelle justeringer . Holde shim volumen og shim strømninger fast i resten af undersøgelsen. Bemærk, at shimming proceduren kan være meget system specifikke.
- Erhverve yderligere localizers til støtte for dobbelt-skrå skive planlægning. Medmindre andet er angivet, bruger en ånde afholdt og ECG-udløst 2D FLASH sekvens med følgende parametre for alle localizer målinger: FOV = 360 x 290 mm, matrix = 256 x 206, tykkelse = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, flip vinkel = 35 °, parallelle MRI (GRAPPA), accelera tion faktor: 2, referencelinjer: 24. Råde patienten til at holde vejret i udløb. Ansætte højt flip vinkler eller bruge en segmenteret cine protokol (se nedenfor) til at opnå forbedret kontrast.
- Erhverve 2 kammeret localizer (1 skive), planlagte vinkelret på aksial scout parallelt med den septal væg (figur 3a).
- Erhverve 4 kammer localizer (1 skive), planlagt vinkelret på 2 sal localizer skive gennem mitralklap og spids af venstre ventrikel (figur 3b).
- Erhverve kort akse localizer (7 skiver, FOV = 360 x 330 mm), planlagte vinkelret på 4 sal localizer parallelt med mitralklap og vinkelret på den septal væg (figur 3 c).
- Udføre CINE erhvervelser. Brug en høj opløsning ånde afholdt ECG-udløst segmenteret 2D FLASH sekvens med følgende parametre: FOV = 360 x 270 mm, matrix = 256 x 192/264 x 352, tykkelse = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, flip vinkel = 35-55 °, segmenter = 7, parallelle MRI (GRAPPA), acceleration fa ctor = 2/3, tidsmæssige opløsning = 42.6/44.3 ms.
- Start med den venstre ventrikulære 4 kammer visning (vandret længdeakse, HLA) skiver. Planlægge den centrale skive gennem midten af mitral og tricuspid ventiler og apex af venstre ventrikel (figur 3d). Erhverve hver skive i en individuel ånde hold i udløb.
- Næste, erhverve venstre ventrikel kort akse skiver. Planlægge dem vinkelret på HLA og parallelt med mitralklap, således at den dækker den hele venstre ventrikel fra bunden til apex (figur 3). For at sikre præcis funktion test, placere det første udsnit præcist på mitralklap indlægsseddel indsættelser, således at skive ligger i ventriklen. Igen, erhverve hver skive i en individuel ånde hold i udløb.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Repræsentative resultater af cardiac CINE undersøgelser hidrører fra frivillige er afbildet i figur 4. Vist er diastolisk og systolisk tidsrammer kort akse og en fire-kammer længdeakse udsigt over det menneskelige hjerte. De betydeligt højere rumlige opløsning for visningerne kort akse (figur 4a, 4b, 4e, 4f) sammenlignet med de lange akse visninger (figur 4 c, 4 d, 4 g, 4 h) er klart synlige. I både korte og lange akse skiver giver billederne rigelig signal-støj og blod-myokardiet kontrast for at klart afgrænse Myokardie væggene, selv når ansætte en skive tykkelse så tynd som 4 millimeter. Erhvervsdrivende parallelle imaging acceleration ordningen rekonstrueret billeder med høj billedkvalitet og uden iøjnefaldende støj ekstraudstyr.
På grund af R-bølge anerkendelse manglende EKG, blev puls oximetri-baserede udløsning udnyttet billede anskaffelser til højre (figur 4e-4 h). Jitter i pulse oximetri signal peak induceret mindre motion artefakter, som blev udtalt i perioder med hjertets sammentrækning og afslapning som fremhævet i visningen længdeakse, vist i figur 4 h (rød pil). Signal hulrum på grund af destruktiv interferens i feltet transmission er markeret med gule pile.
Typiske EKG-signalerne er fremstillet i en kanal af udløse enhed i en sund emne er afbildet i figur 5. Når man sammenligner EKG-signalets erhvervet uden for magnet bar (figur 5a) til den, der opnås med emnet placeret på isocenter magnet (figur 5b), betydelige forskelle bliver tydelig. Inden for den ultra-høj magnetfelt, er EKG-signalet alvorligt beskadiget af MHD effekt. Den negative fænomen opstår fra samspillet mellem den ledende væske blod med det ydre magnetfelt. Det inducerer en fordrejende elektrisk felt sammenføje felterne hjertets egen depolarisering og dermed korrumperer signal opfanget af EKG-elektroderne på fagets hud. MHD effekt skalaer med B0 og er særlig udtalt i hjertets faser af systolisk aorta flow, og det er derfor hovedsageligt S-T segmentet af EKG-signalet påvirkes. Selv om R-bølge af EKG-signalet er typisk ikke direkte berørt, kan det forringe Rasmussen-bølge anerkendelse og hjerte synkronisering. Det er bemærkelsesværdigt, at på grund af ECG signal forvridninger, EKG-signalerne fremstillet i overværelse af høje magnetfelter ikke kan bruges som en indikator for patient nødsituation betingelse. En repræsentativ puls signal fremstillet i magnet boringen vises i figur 5 c. Puls signalet påvirkes ikke af det magnetiske felt. Forsinkelse af puls bølge til R-bølge på 0 ms, som kan præsentere artefakter, er klart synlige.
Figur 1 : Eksperimentel opsætning og elementer af 32 kanal hjerte Tx/Rx coil og spole hardware. (a, b) Den ekstra hardware bestående af 7 hardware kasser og forbinder BNC kabler er placeret i den øverste ende af tabellen patient i rækkefølge giver så meget plads som muligt for emnet positionering. Posterior og anterior coil elementer er forbundet med otte kabler til boksene interface. For systemet ved hånden placeres posterior coil array længere end 1470 mm fra den øverste ende af tabellen, at sikre positionering af hjertet ved isocenter af magnet. (c) lille magt splitter boks. (d) en magt splitter og fase shifter boks hver for matrixen posterior og anterior coil. (e) Tx/Rx interface kasser for den forreste (øverst) og posterior (nederst) spole array. Orange og sort stiplede pile angiver transmit (Tx) og modtage (Rx) signal veje. (f) emne placeret på matrixen posterior coil. Hovedet hviler på en pude på 8 coil stik. Foruddefinerede coil spot er mærket med en rød. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2 : 3rd Bestil shims ved hjælp af værktøjerne systemer justering og shim. (a) opståen menu med knapper til "3rd ordre shim" værktøj og "Angiv shim" program. (b) "3rd ordre shim" værktøj. (c) positionering af regionen justering over hjertet. d start værktøjet "Tilpasninger" i menuen "Indstillinger". (e) "tilpasninger" værktøj med knapper til at beregne og anvende de 2nd ordre shim strømninger i "3D shim" tab. venligst klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3 : Skive planlægning for kardiale CINE imaging. (a) planlægning af 2-kammer localizer vinkelret på grundlæggende localizer. b planlægning af 4 kammer localizer vinkelret på 2 sal localizer (c) planlægning af korte akse localizer på 2 sal localizer (venstre) og vinkelret på 4 sal localizer (til højre). (d) planlægning af venstre ventrikel 4 kammer Se vinkelret på korte akse localizer (venstre) og 2 kammer localizer (til højre). e planlægning af venstre ventrikel kort akse skiver på venstre ventrikel 4 kammer Se (venstre) og 2 kammer localizer (til højre).
Figur 4 : Repræsentative resultater i høj opløsning hjerte CINE tænkelig i to emner ved hjælp af EKG udløser (a-d) og puls udløser (e-h). (a, e) Ende-diastolisk tidsrammer for en mid-ventrikulær kort akse skive erhvervet med en rumlig opløsning på 1,0 x 1,0 x 4 mm3. (b, f) Tilsvarende ende-systolisk tidsrammer. (c, g) Ende-diastolisk tidsrammer for en vandret akse skive. (d, h) Tilsvarende ende-systolisk tidsrammer. Signal dropouts forårsaget af RF felt ikke-uniformities er markeret med gule pile. Lille aftrækkeren fejl forårsaget af latenstiden for pulse wave er afbildet i længdeakse visning af puls-udløst scanningen (rød pil). Venligst klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 5 : Repræsentant EKG-signalerne opnået udenfor og inde i magneten bar på 7 Tesla. a en EKG-signalet er fremstillet i de to kanaler (rød, blå) af ECG udløse enhed uden for magneten bar. R-bølge kan være klart adskilt. Trigger events er afgrænset i grøn. b EKG-signalets fremstillet ved isocenter af 7 Tesla magnet bar. MHD effekt påvirker klart EKG-signalet og især S-T element af EKG-signalet. Stærkt signal udsving kan føre til mis udløsning. (c) repræsentative puls signal fremstillet ved isocenter af 7 Tesla magnet bar for sammenligning. Puls signalet påvirkes ikke af det magnetiske felt. Bemærk at pulse wave er forsinket med hensyn til ECG Rasmussen-bølge. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Funktionelle CMR undersøgelser kunne gennemføres med succes på 7 Tesla. Baseret på feltstyrke drevet SNR gevinst, kunne CINE billeder af det menneskelige hjerte erhverves med betydeligt højere spatial opløsning i forhold til 1,5 eller 3 T. Mens en skive tykkelse på 6-8 mm og i flyet voxel kant længder af 1.2 til 2.0 mm er almindeligt anvendt på lavere kliniske felt styrker1,30, målinger på 7 Tesla kunne udføres med en skive tykkelse 4 mm og en isotropic flyet opløsning af 1.0 mm.
Resultaterne på 7 Tesla er lovende. Billed seriøs er sammenlignelig med fremstillet på 1,5 T eller 3 T, selv om B1+ shims ikke blev gennemført og den eksperimentelle overhead blev holdt på et minimum at lette klinisk acceptabel undersøgelse gange for hjerte kammer kvantificering. Lejlighedsvis var billed seriøs lidt forringet af signal brud forårsaget af fokale RF felt ikke-uniformities. I disse tilfælde, brugen af B1+ shims, kan som er tilgængelig via parallelle transmission teknikker være til gavn. Mens denne tilgang fristende og truende i horisonten af kliniske applikationer kræver det yderligere overvejelser om signal absorption rate (SAR) ledelse.
Den udløsende side, var EKG-signalet lejlighedsvis alvorligt beskadiget af MHD virkning således at synkronisering af billede erhvervelse med hjertets aktivitet for at være foretaget ved hjælp af pulsen udløser tilgang. Når du bruger udløseren puls, kan lille forringelse af billedkvalitet CINE forekomme. Denne forringelse skyldes tiden udløseren puls er forsinket med respekt Rasmussen-bølge af EKG. Variationer og jitter i pulse trigger signal kan variere op til 60 millisekunder. Dette fænomen kan føre til udløsning af mis og kan risikere at indføre hjerte bevægelse induceret sløring i de rekonstruerede billeder. Som for nylig demonstreret, nøjagtig hjerte synkronisering på 7 Tesla kan opnås ved fuldt ud at udnytte de tekniske muligheder af tilgængelige udløser enheder og ved hjælp af state-of-the-art udløser algoritmer19,24. Udover dette, er anvendelsen af alternative udløsende løsninger31,32,33 kan også give et godt grundlag for synkroniseret imaging.
Scanning på ultra høj felt kommer sammen med en markant øget efterspørgsel af hardware. Især er scan præparater mere komplekse versus lavere Feltstyrker. Dette kan henføres til brugen af hjælpeansatte RF spole udstyr på grund af fraværet af en krop spole, som er integreret i klinisk scannere. Emnet positionering kræver mere pleje versus rutinemæssig klinisk opsætningen på lavere Feltstyrker, siden ikke kun emnet komfort, men også holdning af spolen med hensyn til tabellen må tages i betragtning. Denne begrænsning er relateret til udformningen og funktionerne i dagens patient tabeller for 7 Tesla Mr men forventes at være fast med den løbende skridt hen til den næste generation af 7 Tesla Mr systemer. Først for nylig, de første 7 Tesla Mr system blev godkendt til klinisk brug for specifikke programmer i USA og Europa. Eksperimentelle overhead er også indført ved MHD effekten, der alvorligt kan forringe Rasmussen-bølge anerkendelse. For at sikre et godt hjerte synkronisering, en omhyggelig emne forberedelse, er en nøjagtig ECG elektrode placering ud over en nøjagtig kalibrering af ECG udløser algoritme kræves24. I nogle tilfælde kan det blive nødvendigt at Repositionering af EKG-elektroder efter flytter emnet ind i boringen. Også, for at sikre en fortsættelse af undersøgelse i nærværelse af svær ECG udløser svækkelser, det er tilrådeligt at tillægger emnet puls udløse enhed. Som et alternativ til ECG udløsning, kan akustiske udløser31 udnyttes, der er immune over for MHD effekter og har vist sig at være overlegen i forhold til pulse udløsning. Hvis disse overvejelser og foranstaltninger er omhyggeligt inkluderet i funktionelle CMR undersøgelser på 7 Tesla, er arbejdsproces og varighed af cardiac CINE målinger på ultra-høj felter lig der på klinisk Feltstyrker.
Den stigende brug af ultra-høj marksystemer i Translationel forskning vil forhånd kapaciteter af CMR for vurdering af hjerte-kar-sygdomme. Teknologiske fremskridt såsom forbedret RF coil teknologi eller multi-sende hr. systemer vil bidrage til at reducere den nuværende eksperimentelle overhead og strømline yderligere forberedelser og shims operationer. I denne sammenhæng bliver en omhyggelig validering af roman ultrahøj felt CMR programmer mod de veletablerede CMR applikationer på 1,5 T eller 3 T afgørende.
Denne undersøgelse viser, at funktionel CMR undersøgelser kan gennemføres med succes på 7 Tesla. Feltstyrke drevet SNR gevinst på ultra-høj felt giver mulighed for CINE erhvervelser med meget høje rumlige opløsninger. I forhold til de kliniske Feltstyrker på 1,5 eller 3 Tesla, kan den rumlige opløsning øges med en faktor på 3 til 4. Den eksperimentelle overhead kræves for at løse de forskellige tekniske udfordringer kan holdes på et minimum. Disse resultater samt fremtidige teknologiske udvikling vil danne grundlag for udforskninger i mere avancerede applikationer såsom Myokardie væv karakterisering, metabolisk imaging eller mikrostruktur billeddannelse.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Kieran O'Brien og Jonathan Richer er ansat hos Siemens Ltd. Australien. Jan Rieger og Thoralf Niendorf er grundlæggerne af Mr. VÆRKTØJER GmbH, Berlin, Tyskland. Jan Rieger var CTO og en ansat i Mr. VÆRKTØJER GmbH. Thoralf Niendorf er CEO af Mr. VÆRKTØJER GmbH.
Acknowledgments
Forfatterne anerkender faciliteterne, og videnskabelige og tekniske bistand fra den nationale Imaging facilitet i centrum for avanceret billedbehandling, University of Queensland. Vi vil også gerne takke Graham Galloway og Ian Brereton for deres hjælp til at opnå et CAESIE tilskud til Thoralf Niendorf.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 7 Tesla MRI system | Siemens | Investigational Device | |
| 32-Channel -1H-Cardiac Coil | MRI.Tools GmbH | Transmit/Receive RF Coil for MR Imaging and Spectroscopy at 7.0 Tesla | |
| ECG Trigger Device | Siemens | ||
| Pulse Trigger Device | Siemens |
References
- Kramer, C. M., et al. Standardized cardiovascular magnetic resonance (CMR) protocols 2013 update. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (1), 1 (2013).
- Earls, J. P., Ho, V. B., Foo, T. K., Castillo, E., Flamm, S. D. Cardiac MRI: Recent progress and continued challenges. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 16 (2), 111-127 (2002).
- Wintersperger, B. J., et al. Cardiac CINE MR imaging with a 32-channel cardiac coil and parallel imaging: Impact of acceleration factors on image quality and volumetric accuracy. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 23 (2), 222-227 (2006).
- Schmitt, M., et al. A 128-channel receive-only cardiac coil for highly accelerated cardiac MRI at 3 Tesla. Magnetic Resonance in Medicine. 59 (6), 1431-1439 (2008).
- Wech, T., et al. High-resolution functional cardiac MR imaging using density-weighted real-time acquisition and a combination of compressed sensing and parallel imaging for image reconstruction. RöFo: Fortschritte Auf Dem Gebiete Der Röntgenstrahlen Und Der Nuklearmedizin. 182 (8), 676-681 (2010).
- Stäb, D., et al. CAIPIRINHA accelerated SSFP imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 65 (1), 157-164 (2011).
- Gutberlet, M., et al. 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. European Radiology. 15 (8), 1586-1597 (2005).
- Gutberlet, M., et al. Comprehensive cardiac magnetic resonance imaging at 3.0 Tesla: feasibility and implications for clinical applications. Investigative radiology. 41 (2), 154-167 (2006).
- Kraff, O., Fischer, A., Nagel, A. M., Mönninghoff, C., Ladd, M. E. MRI at 7 tesla and above: Demonstrated and potential capabilities: Capabilities of MRI at 7T and Above. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 41 (1), 13-33 (2015).
- Moser, E., Stahlberg, F., Ladd, M. E., Trattnig, S. 7-T MR-from research to clinical applications? NMR in Biomedicine. 25 (5), 695-716 (2012).
- Hecht, E. M., Lee, R. F., Taouli, B., Sodickson, D. K. Perspectives on Body MR Imaging at Ultrahigh Field. Magnetic Resonance Imaging Clinics of North America. 15 (3), 449-465 (2007).
- Niendorf, T., et al. 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. NMR in Biomedicine. 29 (9), 1173-1179 (2016).
- Niendorf, T., Sodickson, D. K., Krombach, G. A., Schulz-Menger, J. Toward cardiovascular MRI at 7 T: clinical needs, technical solutions and research promises. European Radiology. 20 (12), 2806-2816 (2010).
- Niendorf, T., et al. Progress and promises of human cardiac magnetic resonance at ultrahigh fields: A physics perspective. Journal of Magnetic Resonance. 229, 208-222 (2013).
- Hinton, D. P., Wald, L. L., Pitts, J., Schmitt, F. Comparison of Cardiac MRI on 1.5 and 3.0 Tesla Clinical Whole Body Systems. Investigative Radiology. 38 (7), 436-442 (2003).
- Ohliger, M. A., Grant, A. K., Sodickson, D. K. Ultimate intrinsic signal-to-noise ratio for parallel MRI: Electromagnetic field considerations. Magnetic resonance in medicine. 50 (5), 1018-1030 (2003).
- Vaughan, J. T., et al. Whole-body imaging at 7T: Preliminary results. Magnetic Resonance in Medicine. 61 (1), 244-248 (2009).
- Hezel, F., Thalhammer, C., Waiczies, S., Schulz-Menger, J., Niendorf, T. High Spatial Resolution and Temporally Resolved T2* Mapping of Normal Human Myocardium at 7.0 Tesla: An Ultrahigh Field Magnetic Resonance Feasibility Study. PLOS ONE. 7 (12), e52324 (2012).
- Suttie, J. J., et al. 7 Tesla (T) human cardiovascular magnetic resonance imaging using FLASH and SSFP to assess cardiac function: validation against 1.5 T and 3 T. NMR in biomedicine. 25 (1), 27-34 (2012).
- von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. Cardiac chamber quantification using magnetic resonance imaging at 7 Tesla-a pilot study. European Radiology. 20 (12), 2844-2852 (2010).
- Winter, L., et al. Comparison of three multichannel transmit/receive radiofrequency coil configurations for anatomic and functional cardiac MRI at 7.0T: implications for clinical imaging. European Radiology. 22 (10), 2211-2220 (2012).
- Schmitter, S., et al. Cardiac imaging at 7 tesla: Single- and two-spoke radiofrequency pulse design with 16-channel parallel excitation: Cardiac Imaging at 7T. Magnetic Resonance in Medicine. 70 (5), 1210-1219 (2013).
- Krug, J., Rose, G., Stucht, D., Clifford, G., Oster, J. Limitations of VCG based gating methods in ultra high field cardiac MRI. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (Suppl 1), W19 (2013).
- Stäb, D., Roessler, J., O'Brien, K., Hamilton-Craig, C., Barth, M. ECG Triggering in Ultra-High Field Cardiovascular MRI. Tomography. 2 (3), 167-174 (2016).
- Gräßl, A., et al. Design, evaluation and application of an eight channel transmit/receive coil array for cardiac MRI at 7.0T. European Journal of Radiology. 82 (5), 752-759 (2013).
- Graessl, A., et al. Modular 32-channel transceiver coil array for cardiac MRI at 7.0T. Magnetic Resonance in Medicine. 72 (1), 276-290 (2014).
- Snyder, C. J., et al. Initial results of cardiac imaging at 7 tesla. Magnetic Resonance in Medicine. 61 (3), 517-524 (2009).
- Meloni, A., et al. 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 *. Magnetic Resonance in Medicine. 71 (6), 2224-2230 (2014).
- von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. Assessment of the right ventricle with cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15, 23 (2013).
- Petersen, S. E., et al. Reference ranges for cardiac structure and function using cardiovascular magnetic resonance (CMR) in Caucasians from the UK Biobank population cohort. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 19 (1), (2017).
- Frauenrath, T., et al. 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. Investigative radiology. 44 (9), 539-547 (2009).
- Frauenrath, T., et al. Acoustic cardiac triggering: a practical solution for synchronization and gating of cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 12 (1), 67 (2010).
- Schroeder, L., et al. A Novel Method for Contact-Free Cardiac Synchronization Using the Pilot Tone Navigator. Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. 24, 3103 (2016).
