Summary
Känslighet vinsten inneboende ultrahög fält magnetisk resonans håller löfte för hög rumslig upplösning imaging av hjärtat. Här beskriver vi ett protokoll som anpassade för funktionella hjärt-magnetisk resonans (CMR) på 7 Tesla använder en avancerad Multi-Channel-radiofrekvens spole, magnetfält mellanlägg och en utlösande koncept.
Abstract
CMR på en extremt hög field (magnetisk fältstyrka B0 ≥ 7 Tesla) förmåner från signal-brus-förhållande (SNR) fördelen inneboende på högre magnetisk fältstyrka och potentiellt ger förbättrad signal kontrast och rumslig upplösning. Samtidigt lovande resultat har uppnåtts, är ultrahög fältet CMR utmanande på grund av energi nedfall begränsningar och fysikaliska fenomen såsom överföring fält icke-uniformities och magnetfält inhomogeneities. Dessutom återger magneto-hydrodynamiska effekten synkroniseringen av dataförvärvet med hjärt rörelse svårt. Utmaningar behandlas för närvarande av upptäcktsfärder till romanen magnetisk resonans teknik. Om alla hinder kan övervinnas, kan ultrahög fältet CMR generera nya möjligheter för funktionella CMR, hjärtinfarkt vävnad karakterisering, mikrostruktur imaging eller metabola imaging. Erkänner denna potential, vi visar att flerkanaligt radiofrekvens (RF) spole teknik anpassade för CMR på 7 Tesla tillsammans med högre ordning B0 mellanlägg och en backup signal för hjärt utlöser underlättar HiFi funktionella CMR. Med den föreslagna setup, kan hjärtats kammare kvantifiering åstadkommas i undersökning gånger liknar dem som uppnås vid lägre fältstyrkor. Att dela denna upplevelse och för att stödja spridningen av denna expertis, beskriver detta arbete våra setup och skräddarsydda för funktionella CMR på 7 Tesla-protokollet.
Introduction
Hjärt-magnetisk resonans (CMR) är beprövade kliniskt värde med ett växande utbud av kliniska indikationer1,2. Särskilt utvärderingen av hjärtats morfologi och funktion är av stor betydelse och vanligtvis realiserat by spårning och visualisera hjärtat rörelse i hela den hela hjärt cykeln med segmenterad andedräkt-held tvådimensionell (2D) cinematograpic ( CINE) avbildningstekniker. Medan en hög plats-temporal upplösning, höga blod-myokardiet kontrast och hög signal-brus-förhållande (SNR) krävs begränsas dataförvärvet starkt av hjärt- och andningsfunktionen rörelse och användning av flera andetag-håller liksom behovet för hela hjärtat eller vänster kammare leder täckning ofta till omfattande genomsökning. Parallel imaging, samtidiga flera segment imaging eller andra acceleration teknik bidra till att lösa rörelse relaterade begränsningar3,4,5,6.
Dessutom att dra nytta av den inneboende SNR vinna på högre magnetfält, kicken sätter system med B0 = 3 Tesla används alltmer i klinisk rutin7,8. Utvecklingen har också uppmuntrat utredningar ultrahög fältet (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Vinsten i SNR och blod-myokardiet kontrast inneboende högre fältstyrkan håller löftet att vara överförbar till förbättrade funktionella CMR med en rumslig upplösning som överskrider dagens gränser15,16, 17. I sin tur nya möjligheter för magnetresonans (MR) baserat hjärtinfarkt vävnad karakterisering, metabola imaging och mikrostruktur imaging är beräknade13. Hittills har har flera grupper visat genomförbarheten av CMR på 7 Tesla och specifikt skräddarsydda ultrahög fältet teknik har infört17,18,19,20, 21,22. När det gäller dessa lovande utveckling, potentialen för ultrahög fältet CMR kan anses vara ännu outnyttjad13. Vid samma tid, fysikaliska fenomen och praktiska hinder såsom magnetfält inhomogeneities, radiofrekvens (RF) excitation fältet icke-uniformities, off-resonans artefakter, dielektriska effekter, lokaliserade vävnad värme och fältstyrka oberoende RF kraftbegränsningar nedfall gör imaging på ultra high field utmanande10,17. Den senare är anställd att styra RF inducerad vävnad värme och för att säkerställa säker drift. Dessutom kan elektrokardiogram (EKG) baserat utlöser avsevärt påverkas av de magneto-hydrodynamiska (MHD) effekt19,23,24. För att lösa de utmaningar som induceras av kort våglängd i vävnad, var många element sändtagare RF spole matriser skräddarsydda för CMR på 7 Tesla föreslagna21,25,26,27. Parallella RF transmissionen ger medel för överföring fält forma, även känd som B1+ mellanlägg, som gör det möjligt för att minska magnetfält inhomogeneities och känslighet artefakter18,28. Medan i det nuvarande skedet, vissa av dessa åtgärder kan öka experimentella komplexiteten, begreppen har visat bra och kan översättas till de kliniska fältstyrkorna CMR 1,5 T eller 3 T.
För närvarande, är 2D balanserad steady-state gratis precession (bSSFP) CINE bildbehandling standarden för klinisk funktionell CMR på 1,5 T och 3 T1. Nyligen, sekvensen var framgångsrikt anställd på 7 Tesla, men ett stort antal utmaningar kvar19. Patientens specifika B1+ mellanlägg och extra RF spole justeringar tillämpades för att hantera RF kraftbegränsningar nedfall och noggrann B0 mellanlägg utfördes för att styra sekvensen typiska ränder artefakter. Med en genomsnittlig bildläsningstid av 93 minuter för vänster kammare (LV) funktion bedömning långvariga ansträngningar undersökning tider utöver kliniskt acceptabla gränser. Här, ger bortskämda gradient echo sekvenser ett lönsamt alternativ. Vid 7 Tesla rapporterades totalt undersökning gånger (29 ± 5) min LV funktion bedömning, vilket väl motsvarar kliniska imaging protokoll nedre fältet styrkor21. Därmed, baserat bortskämda gradient echo CMR fördelar från långvarig T1 avkoppling tider vid ultrahöga field som resulterar i en ökad blod-myokardiet kontrast överlägsen gradient echo imaging på 1,5 T. Detta gör subtila anatomiska strukturer såsom hjärtsäck, den mitral och tricuspid ventiler samt papillär musklerna väl identifierbara. Congruously, håller bortskämda gradient echo baserat hjärtats kammare kvantifieringsgränsen 7 Tesla noga med LV parametrar härrör från 2D bSSFP CINE imaging 1,5 T20. Frånsett detta demonstrerades nyligen korrekt höger kammare (RV) kammare kvantifiering genomförbart med en högupplöst bortskämda gradient echo sekvens 7 Tesla29.
Detta arbete erkänner de utmaningar och möjligheter av CMR på ultra high field, och presenterar en setup och protokoll anpassade för funktionella CMR förvärv på ett prövningsläkemedel 7 Tesla forskning skanner. Protokollet beskrivs den tekniska bakgrunden, visar hur hinder kan övervinnas, och ger praktiska överväganden som hjälper till att hålla extra experimentella overhead på ett minimum. Det föreslagna imaging protokollet utgör en fyrfaldig förbättring i den rumsliga upplösningen jämfört med dagens klinisk praxis. Det är tänkt att ge en riktlinje för kliniska adaptrar, läkare vetenskapsmän, translationell forskare, applikationsexperter, herr röntgensjuksköterskor, teknologer och nya aktörer i fältet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Studien är godkänd av den etiska kommittén av University of Queensland, Queensland, Australien och informerat samtycke har erhållits från alla försökspersoner ingår i studien.
1. ämnen
- Rekrytera frivilliga försökspersoner över 18 år internt på University of Queensland.
- Informerat samtycke
- Informera varje ämne om potentiella risker som genomgår undersökningen innan zonen magnetisk resonanstomografi (MRT) säkerhet. Specifikt diskutera Ultra höga magnetfält exponering och möjliga kontraindikationer för att genomgå en MRT-undersökning. Informera i ämnet att det är frivilligt att delta i undersökningen och som på alla gånger han/hon kan avbryta prövningen. Inhämta informerat samtycke skriftligen.
- Förklara proceduren för deltagaren. Eftersom imaging utförs under andetag håll på slutet förfallodagen och konsekvent andedräkt innehav är integrerad till bildkvalitet, coach föremål på andningsteknik före skanning.
- Utföra herr säkerhet screening på alla ämnen innan zonen MRI säkerheten skriftligen och igen innan scanner rummet. Exkludera patienter med kontraindikationer för genomgår en Mr-undersökning (t.ex., pacemaker, implanterade defibrillatorer, andra osäkra medicinska implantat eller klaustrofobi).
- Be motivet att ändra till scrubs innan scanner rummet.
2. förberedelser
- Ställ in den ytterligare maskinvara krävs för att driva den dedikerade 32 kanal 1H hjärt sändtagare (Tx/Rx) RF spole26 på patientens bordet som beskrivs i figur 1a och b. Bortsett från en liten splitter effektbox (figur 1 c), extra spole utrustning består av en effektbox splitter och phase shifter box (figur 1 d) och en Tx/Rx gränssnittet box (figur 1e) för varje två RF spole avsnitt som kommer att placeras under och ovanpå motivet. Större delen det hyser lokalen överföra elektronik, som krävs för signal magnetiseringen på 7 Tesla, eftersom traditionella fågelbur kroppen rullar som vanligt sysselsatta på 1,5 T och 3,0 T finns inte.
- Placera ytterligare RF spole hårdvaran vid den övre änden av tabellen patient som beskrivs i figur 1b och länka individuella rutorna tillsammans med bajonett Neill-Concelman (BNC) kablar. Sedan avståndet att tabellen patienten kan drivas i MRI bore är begränsat, se till att lämna tillräckligt med utrymme på tabellen patienten för spole infrastrukturen för att garantera att motivets hjärtat kan placeras med centrum i spolen på isocenter av magneten.
- Anslut rutorna Tx/Rx gränssnitt till fyra spole pluggarna på patientens bordet.
- Placera mitten av bakre spole matrisen 147 cm från toppen av tabellen patienten (figur 1b). Denna plats definierar där bakre spole matrisen har placeras för att säkerställa att motivets hjärtat på isocenter magnetens om tabellen patienten drivs maximally hål. Placeringen på fördefinierade spole plats är avgörande för att säkerställa optimal drift. Bestäm matrisen bakre spole optimal ställning samt positionering bromsverkansvärdena i preliminära tester inklusive flera volontärer av olika kroppslängd.
- Anslut fyra kablarna i bakre spole matrisen i lämpligt uttag av rutan Tx/Rx gränssnitt för bakre matrisen.
- Ansluta fyra moduler i främre spole matrisen med rutan Tx/Rx gränssnitt för övre matrisen och vänd den extra spole utrustningen för ämnet positionering matrisen.
- Bifoga de tre EKG-elektroderna på kroppen av ämnet. Följ leverantörens riktlinjer för elektrodplacering att säkerställa optimal drift av systemets trigger algoritm.
- Placera motivet på tabellen patienten (figur 1f). Kritiskt, kontrollera att motivets hjärtat är placerad centralt till bakre spolen för att garantera skanning inom isocenter av magneten. Som, beroende på motivets höjd, huvudet kommer att behöva placeras ovanpå spole/interface box kontakterna, placera kablarna noga och Använd lämplig dämpning för att säkerställa motivets komfort och compliance.
- Anslut enhetens trigger till EKG-elektroderna.
- Fästa puls utlösa enheten till motivets pekfinger. Använd denna andra enhet för att utlösa i händelse av allvarlig snedvridning av EKG-signalen infördes genom MHD effekten.
- Hand säkerhet krama bollen till betvingar.
- Utrusta föremål med hörlurar och öronsnäckor att minska bullerexponering och att tillåta kommunikation med ämnet.
- Placera främre spolen på motivets bröstet, så att kablarna som ansluter till pluggarna E-F och G-H ligger till höger och vänster av motivets huvud, respektive.
- Kör frågan scanner hål. Utföra den drivande åtgärden manuellt och se till att knappen hastighet av tabellkontrollerna är i off-läge att garantera försökspersonens säkerhet under körning. Använd inte det automatiska läget som variabel tabell hastigheten i det här läget är optimerat för neuro imaging och avståndet i tabellen kan köras automatiskt hål är begränsad av maskinvaru-skanner.
- Kontrollera om kommunikation till ämnet genom radion är möjlig och om motivet mår bra.
- MR imaging
- Kör grundläggande localizer (scout) File längs de tre fysiska gradient axlarna för slice planering och B0-mellanlägg.
- Använda en ECG-utlöst snabbt låg vinkel skott (FLASH) sekvens med följande förvärv parametrar: synfält (FOV) = 400 mm, matrix = 192 x 144, skivor per gradient axis = 1, tjocklek = 8 mm, echo tid (TE) = 1.24, upprepning tid (TR) = 298 ms, flip vinkel = 10°.
- Tillämpa parallella MRI med acceleration faktor = 2, referenslinjer = 24 och generaliserat autocalibrating delvis parallella förvärv (GRAPPA) återuppbyggnad.
- Använda localizer bilderna för att verifiera att motivets hjärtat är placerad i isocenter av magneten. Flytta föremål om det behövs.
- 3rd beställa B0-mellanlägg
- Öppna verktyget 3rd ordning shim (figur 2a) och återställa alla 3rd ordning shim strömmar (figur 2b).
- Ordinera shim volymen för rätt mellanlägg över en region som täcker hjärtat (figur 2 c).
- Kör en icke-utlöst avancerade flöde kompenseras 2D multi echo FLASH shim sekvens för beräkning av 3rd ordning shim strömmarna. Använd följande parametrar: FOV = 400 x 400 mm, matrix = 80 x 80, skivor = 64, tjocklek = 5,0 mm, TE1 = 3.06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, flip vinkel = 20 °, parallella MRI (GRAPPA), acceleration faktor = 2, referenslinjer = 24.
- För att beräkna och tillämpa 3rd ordning shim strömmarna, öppna nästa protokoll och kopiera den ovannämnda shim volymen. Kör programmet SetShim i start-menyn (figur 2a). Nästa, öppna fönstret Manuella justeringar i menyn alternativ (figur 2d). Klicka på Beräkna i fliken 3D Shim | Tillämpa ställa shim strömmarna för 2nd beställa (figur 2e). Slutligen satte shim strömmarna genom att klicka på Ställ in Shim_3rd i verktyget 3rd ordning shim (figur 2b).
- Stäng fönstret Manuella justeringar . Håll shim volymen och shim strömmarna fast under resten av undersökningen. Observera att shimming förfarandet kan vara mycket system specifika.
- Förvärva ytterligare lokaliserare för att stödja dubbel-oblique slice planering. Om inte annat anges, Använd en andedräkt som hölls och ECG-utlöst 2D FLASH sekvens med följande parametrar för alla localizer mätningar: FOV = 360 x 290 mm, matrix = 256 x 206, tjocklek = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, flip vinkel = 35 °, parallella MRI (GRAPPA), accelera ning faktor: 2, referenslinjer: 24. Råda patienten att Håll andan i förfallodag. Anställa hög flip vinklar eller använda en segmenterad cine-protokollet (se nedan) för att uppnå förbättrad kontrast.
- Förvärva den 2 kammar localizer (1 skiva), planerade vinkelrätt på den axiella scouten parallellt med septal väggen (figur 3a).
- Förvärva 4 kammare localizer (1 skiva), planerade vinkelrät på 2 kammar localizer skiva genom mitralisklaffstenos och spetsen av den vänstra ventrikeln (figur 3b).
- Förvärva den kort axel localizer (7 skivor, FOV = 360 x 330 mm), planerade vinkelrät på de 4 kammare localizer parallellt med mitralisklaffstenos och vinkelrät mot septal väggen (figur 3 c).
- Utföra de CINE förvärv. Använda en hög upplösning andedräkt höll ECG-utlöst segmenterade 2D FLASH sekvens med följande parametrar: FOV = 360 x 270 mm, matrix = 256 x 192/264 x 352, tjocklek = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, flip vinkel = 35-55 °, segment = 7, parallella MRI (GRAPPA), acceleration fa ctor = 2/3, temporal upplösning = 42.6/44.3 ms.
- Börja med den vänstra ventrikulära 4 kammare vyn (horisontell lång axel, HLA) skivor. Planera centrala skiva genom centrum av mitral och tricuspid ventiler och spetsen av den vänstra ventrikeln (figur 3d). Förvärva varje segment inom ett enskilt andetag håll i förfallodag.
- Nästa, förvärva ventrikulära kort vänsteraxelns skivor. Planera dem vinkelrätt mot HLA och parallellt med mitralisklaffstenos så att det täcker hela vänster kammare från basen till spetsen (figur 3e). För att säkerställa korrekt funktion testning, placera den första sektionens exakt på mitralisklaffen bipacksedel infogningar, så att mitten av segmentet är inom ventrikeln. Igen, förvärva varje segment inom ett enskilt andetag håll i förfallodag.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Representativa resultat av hjärt CINE undersökningar härrör från frivilliga avbildas i figur 4. Visas är diastoliskt och systoliskt tidsramar för kort och en lång fyra-kammare-axeln vyer av det mänskliga hjärtat. Betydligt högre spatial upplösning för vyerna korta axeln (figur 4a, 4b, 4e, 4f) jämfört med de långa axeln visningar (figur 4 c, 4 d, 4 g, 4 h) syns tydligt. På både kort och lång axel skivor ger bilderna gott om signal-brus- och blod-myokardiet kontrast för att tydligt avgränsa hjärtinfarkt väggar, även när anställa en slice tjocklek tunn som 4 millimeter. Anställd parallel imaging acceleration stödordningen rekonstruerade bilder med hög bildkvalitet och utan iögonfallande buller förbättring.
På grund av R-vågen erkännande fel på EKG utnyttjades puls pulsoximetri-baserade utlöser för förvärv som bilden till höger (figur 4e-4 h). Jitter i pulsoximetri signal toppen inducerad mindre rörelse artefakter som var uttalade under perioder av hjärtats kontraktion och avslappning som framhålls i den långa axeln vyn som visas i figur 4 h (röd pil). Signalen håligheter på grund av destruktiva störningar i fältet överföring markeras med gula pilar.
Typiska EKG-signalerna erhålls i en kanal av utlösa enheten i en frisk försöksperson avbildas i figur 5. När jämföra EKG-signalen förvärvas utanför magneten bar (figur 5a) den som erhålls med föremål placerade på isocenter magnetens (Figur 5b), signifikanta skillnader som blivit uppenbart. Inom ultrahög magnetfältet, är EKG-signalen allvarligt skadad av MHD effekten. Det negativa fenomenet uppstår från samspelet mellan elektriskt ledande vätska blod med det yttre magnetfältet. Det inducerar en snedvridande elektriska fältet överlagras fälten hjärtats egna depolarisation och således fördärvad signalen plockas upp av EKG-elektroder på motivets hy. MHD effekten skalor med B0 och är särskilt uttalad under hjärt faser av systoliskt aorta flöde, som därför främst S-T segmentet av EKG-signalen påverkas. Även om R-vågen av EKG-signalen påverkas vanligtvis inte direkt, kan det försämra R-våg erkännande och hjärt synkroniseringen. Det är anmärkningsvärt att, på grund av ECG signal snedvridningen, EKG-signaler som erhållits i närvaro av höga magnetfält inte kan användas som en indikator för patientens akuta tillstånd. En representativ signal erhålls inne i magnet hålet visas i figur 5 c. Pulse signalen påverkas inte av det magnetiska fältet. Förseningen av pulse wave till R-våg 0 MS, som kan presentera artefakter, syns tydligt.
Figur 1 : Experimentell setup och delar av 32 kanal hjärt Tx/Rx spole och spole hårdvara. (a, b) Extra hårdvara bestående av 7 hårdvara lådor och BNC anslutningskablar är placerad vid den övre änden av tabellen patienten för att ge så mycket utrymme som möjligt för ämnet positionering. Bakre och främre spole elementen förbinds med åtta kablar till rutorna gränssnitt. För systemet till hands placeras arrayen bakre spole längre än 1470 mm från den övre änden av bordet, för att säkerställa positionering av hjärtat vid isocenter av magneten. (c) små splitter effektbox. (d) en power splitter och phase shifter box varje för arrayen bakre och främre spole. (e) Tx/Rx gränssnitt lådor för främre (överst) och bakre (nederst) spole array. Orange och svart prickade pilarna indikerar sändning (Tx) och ta emot (Rx) signalvägar. (f) motiv på bakre spole matrisen. Huvudet vilar på en kudde på 8 coil-anslutningar. Fördefinierade spole platsen är markerad med en röd etikett. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 2 : 3rd beställa mellanlägg verktygen system justering och shim. (a) start-menyn med knapparna för ”3rd ordning shim” verktyg och ”set shim” program. (b) 3rd ordning shim ”verktyg. (c) positionering i regionen justering över hjärtat. (d) Start verktyget ”justeringar” från menyn ”Alternativ”. (e) ”justeringar” verktyg med knappar för att beräkna och tillämpa 2nd ordning shim strömmarna i fliken ”3D shim” vänligen klicka här för att visa en större version av denna siffra.
Figur 3 : Skiva planering för hjärt CINE imaging. (a) planering av 2-kammare localizer vinkelrätt på grundläggande localizer. (b) planering av 4 kammare localizer vinkelrätt på 2 kammar localizer (c) planerar för kort axel localizer 2 kammar localizer (vänster) och vinkelrätt på 4 kammare localizer (höger). (d) planering av vänster ventrikulära 4 kammare Visa vinkelrätt på kort axel localizer (vänster) och 2 kammar localizer (höger). (e) planering av ventrikulära kort vänsteraxelns skivor på vänster ventrikulära 4 kammare Visa (vänster) och 2 kammar localizer (höger).
Figur 4 : Representativa resultat för högupplösta hjärt CINE imaging i två ämnen med hjälp av EKG utlöser (a-d) och puls utlösa (e-h). (a, e) Slutet-diastoliskt tidsramar mid-ventrikulära kort axel bitens förvärvade med en rumslig upplösning på 1,0 x 1,0 x 4 mm3. (b, f) Motsvarande slutet-systoliskt tidsramar. (c, g) Slutet-diastoliskt tidsramar för en lång horisontalaxeln slice. (d, h) Motsvarande slutet-systoliskt tidsramar. Signalen avbrott orsakade av RF fältet icke-uniformities markeras med gula pilar. Liten trigger-fel som orsakas av fördröjning av puls våg skildras i vyn långa axeln av puls-utlöst sökningen (röd pil). Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 5 : Representativa EKG-signalerna erhållits utanför och inuti magneten bore på 7 Tesla. (a) EKG-signal erhålls i två kanaler (röd, blå) av ECG utlösa enheten utanför magneten bore. R-vågen kan särskiljas. Trigger evenemang avgränsas i grönt. (b) EKG-signal erhålls vid isocenter 7 Tesla magnetens bore. MHD effekten påverkar tydligt EKG-signalen och särskilt S-T inslag av EKG-signalen. Stark signal fluktuationer kan leda till felaktig triggning. (c) representativa puls signal erhålls vid isocenter 7 Tesla magnetens bore för jämförelse. Pulse signalen påverkas inte av det magnetiska fältet. Observera att pulsen vågen är försenad med avseende på ECG R-vågen. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Funktionella CMR undersökningar kan genomföras framgångsrikt på 7 Tesla. Baserat på fältstyrkan driven SNR vinst, kunde CINE bilder av det mänskliga hjärtat förvärvas med betydligt högre rumslig upplösning jämfört med 1,5 eller 3 T. Medan en skiva tjocklek på 6 till 8 mm och i-plane voxel kanten 1,2 till 2,0 mm längd används ofta vid lägre kliniska fältet styrkor1,30, mätningarna vid 7 Tesla kunde genomföras med en slice tjocklek på 4 mm och en isotropiskt i-plane resolution av 1,0 mm.
De resultat som erhålls vid 7 Tesla är lovande. Bildkvaliteten är jämförbara som erhölls på 1,5 T eller 3 T även om B1+ mellanlägg genomfördes inte och experimentella overhead hölls till ett minimum för att underlätta kliniskt godtagbar undersökning gånger för hjärtats kammare kvantifiering. Ibland försämrades bildkvaliteten något av signal håligheter orsakas av fokal RF fältet icke-uniformities. I dessa fall, användning av B1+ mellanlägg, kan som är tillgänglig genom parallell överföring tekniker vara fördelaktigt. Medan detta tillvägagångssätt är frestande och lurar vid horisonten av kliniska tillämpningar kräver det ytterligare överväganden om signalen absorption rate (SAR) förvaltning.
På utlösande sida, var EKG-signalen ibland allvarligt skadad av MHD effekten så att synkronisering av bild förvärv med aktiviteten hjärt behöver utföras med puls utlösa strategi. När du använder utlösaren puls, kan liten försämring av CINE bildkvaliteten uppstå. Denna nedskrivning orsakas av tiden puls utlösaren är försenad med respekt den R-våg av EKG. Variationer och jitter i puls utlösa signalen kan variera upp till 60 millisekunder. Detta fenomen kan leda till felaktig triggning och kan riskera att införa hjärt motion induced oskärpa i de rekonstruerade bilderna. Nyligen visade, korrekt hjärt synkronisering på 7 Tesla kan uppnås genom att fullt utnyttja tillgängliga utlösare enheter tekniska förmåga och med hjälp av state-of-the art trigger algoritmer19,24. Förutom detta synkroniseras användningen av alternativa utlösande lösningar31,32,33 kan också ge en god grund för imaging.
Skanna på ultra-hög-fältet levereras tillsammans med en avsevärt ökad efterfrågan av hårdvara. Scan förberedelserna är särskilt mer komplexa kontra lägre fältstyrkor. Detta kan hänföras till användningen av RF spole utrustning på grund av avsaknad av en kropp spole som är integrerad i kliniska skannrar. Ämnet positionering kräver mer vård kontra rutinmässig klinisk installationen vid lägre fältstyrkor, sedan inte bara angående komfort men också positionen för spolen med avseende på bordet måste beaktas. Denna begränsning är relaterad till designen och funktionerna i dagens patient tabeller för 7 Tesla MRI men väntas vara fast med pågående övergången till nästa generation av 7 Tesla MRI system. Nyligen godkändes de första 7 Tesla MRI systemet för klinisk användning för särskilda ändamål i USA och Europa. Experimentell overhead introduceras också av MHD effekten som kan allvarligt försämra R-våg erkännande. För att säkerställa en bra hjärt synkronisering, en försiktig betvinga beredning, är en korrekt ECG elektrodplacering förutom en korrekt kalibrering av ECG trigger algoritmen krävs24. I vissa fall kan det bli nödvändigt att ompositionering av EKG-elektroderna efter flytta föremål in i hålet. Dessutom för att säkerställa fortsatt prövningen i närvaro av svår ECG trigger nedskrivningar, är det lämpligt att bifoga puls utlösa enheten till ämnet. Som ett alternativ till ECG utlöser, kan akustisk utlösning31 utnyttjas, som är immuna mot MHD effekter och har visat sig vara överlägsen puls utlösa. Om dessa överväganden och åtgärder ingår omsorgsfullt in funktionella CMR undersökningar på 7 Tesla, är arbetsflöde och varaktigheten av hjärt CINE mätningar vid ultrahöga fält liknande den vid kliniska fältstyrkor.
Den ökande användningen av ultra-hög fältet system i translationell forskning kommer förväg funktionerna i CMR för bedömning av hjärt-kärlsjukdomar. Tekniska framsteg till exempel förbättrad RF spole teknik eller multi-överföra herr system hjälper till att minska den nuvarande experimentella overhead och effektivisera ytterligare scan preparat och shimming verksamhet. I detta sammanhang måste en noggrann validering av romanen ultrahög fältet CMR programmen mot de väletablerade CMR program på 1,5 T eller 3 T.
Denna studie visar, att funktionella CMR undersökningar kan genomföras framgångsrikt på 7 Tesla. Fältstyrkan driven SNR vinst på ultrahög fält möjliggör CINE förvärv med mycket hög rumslig upplösning. Jämfört med klinisk fältstyrkan 1,5 eller 3 Tesla, kan den rumsliga upplösningen ökas med en faktor på 3 till 4. Den experimentella overhead krävs att ta itu med de olika tekniska utmaningarna kan hållas till ett minimum. Dessa resultat samt framtida tekniska utvecklingen kommer att utgöra grunden för upptäcktsfärder till mer avancerade applikationer såsom hjärtinfarkt vävnad karakterisering, metabola imaging eller mikrostruktur imaging.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Kieran O'Brien och Jonathan Richer är anställda av Siemens Ltd. Australien. Jan Rieger och Thoralf Niendorf är grundarna av MRT. VERKTYG GmbH, Berlin, Tyskland. Jan Rieger var IT-chef och en anställd vid MRI. VERKTYG GmbH. Thoralf Niendorf är CEO av MRI. VERKTYG GmbH.
Acknowledgments
Författarna erkänner faciliteterna och vetenskaplig och teknisk hjälp av nationella Imaging anläggningen vid centrum för avancerade Imaging, University of Queensland. Vi vill också tacka Graham Galloway och Ian Brereton för deras hjälp att få ett CAESIE stipendium för 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).
