Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Medicine

Cardiale magnetische resonantie beeldvorming bij 7 Tesla

doi: 10.3791/55853 Published: January 6, 2019

Summary

De gevoeligheid winst die inherent zijn aan met veld magnetische resonantie houdt belofte voor hoge ruimtelijke resolutie beeldvorming van het hart. Hier beschrijven we een protocol voor functionele cardiovasculaire magnetische resonantie (CMR) aangepast op 7 Tesla met behulp van een geavanceerde meerkanaals-radiofrequentie spoel magnetisch veld shimming en een activerende concept.

Abstract

CMR-stoffen in een ultra-hoge veld (magnetische veldsterkte B0 ≥ 7 Tesla) profiteert van de signaal-ruisverhouding (SNR)-voordeel inherent aan hogere magnetische Veldsterkten en potentieel biedt verbeterde signaal contrast en ruimtelijke resolutie. Terwijl de veelbelovende resultaten hebben bereikt, is ultra-hoge veld CMR uitdagend als gevolg van energie afzetting beperkingen en fysische verschijnselen zoals transmissie veld non-uniformities en magnetisch veld inhomogeneities. Daarnaast maakt het magnetisch-hydrodynamische effect de synchronisatie van de data-acquisitie met de cardiale beweging moeilijk. De uitdagingen zijn momenteel aangepakt door verkenningen in Roman magnetische resonantie technologie. Als alle belemmeringen kunnen worden overwonnen, kan ultra-hoge veld CMR genereren nieuwe mogelijkheden voor functionele CMR, myocardiale weefsel karakterisering, microstructuur imaging of metabole beeldvorming. Dit potentieel te herkennen, laten we zien dat meerkanaals radiofrequentie (RF) coil technologie op maat voor CMR op 7 Tesla samen met hogere orde B0 shimming en een back-up signaal gemaakt voor cardiale triggering HiFi vergemakkelijkt functionele CMR. Met de voorgestelde setup, kan cardiale kamer kwantificering worden bereikt in onderzoek tijden vergelijkbaar zijn met die lagere Veldsterkten verwezenlijkt. Om deze ervaringen te delen en ter ondersteuning van de verspreiding van deze expertise, beschrijft dit werk onze setup en protocol op maat gemaakt voor functionele CMR op 7 Tesla.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Cardiovasculaire magnetische resonantie (CMR) is van bewezen klinische waarde met een groeiend aantal klinische aanwijzingen1,2. Met name de evaluatie van de cardiale morfologie en functie is van groot belang en meestal gerealiseerd door bijhouden en visualiseren van dat het hart beweging gedurende de gehele cyclus van de cardiale met behulp gesegmenteerd adem-gehouden tweedimensionale (2D) cinematograpic) CINE) beeldvormingstechnieken. Terwijl een hoge spatio-temporele resolutie, hoge bloed-myocard contrast en hoge signaal-ruisverhouding (SNR) nodig zijn, is de data-acquisitie sterk beperkt door de cardiale en respiratoire beweging en het gebruik van meerdere adem-wachtruimten, alsmede de noodzaak voor hele hart of links-ventriculaire leidt dekking vaak tot uitgebreide cyclustijden. Parallelle imaging, gelijktijdige multi segment imaging of andere versnelling technieken helpen bij de aanpak van de motie gerelateerde beperkingen3,,4,,5,6.

Bovendien, om te profiteren van de inherente SNR krijgen op hogere magneetvelden, hoge veld systemen met B0 = 3 Tesla steeds werkzaam zijn in de klinische routine7,8. De ontwikkeling heeft ook aangemoedigd onderzoeken van ultra-hoge veld (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. De winst in die inherent zijn aan de hogere veldsterkte SNR en bloed-myocard contrast houdt de belofte te zijn overdraagbaar in verbeterde functionele CMR met behulp van een ruimtelijke resolutie die hoger is dan de hedendaagse grenzen15,16, 17. op zijn beurt, nieuwe mogelijkheden voor magnetische resonantie (MR) op basis van de karakterisering van het myocard weefsel, metabole beeldvorming en microstructuur imaging zijn verwachte13. Tot nu toe verschillende groepen hebben aangetoond dat de haalbaarheid van CMR op 7 Tesla en specifiek op maat gesneden ultra-hoge veld technologie is ingevoerd17,18,19,20, 21,22. Met betrekking tot deze veelbelovende ontwikkelingen, de mogelijkheden van ultra-hoge veld die CMR kan worden beschouwd als nog onaangesproken13. Op hetzelfde moment, fysische verschijnselen en praktische belemmeringen zoals magnetisch veld inhomogeneities, radiofrequentie (RF) excitatie veld niet-uniformities, uit-resonantie artefacten, diëlectrische effecten, gelokaliseerde weefsel verwarming en veldsterkte onafhankelijke RF power afzetting beperkingen maken beeldvorming op ultra-hoge veld uitdagend10,17. De laatste zijn tewerkgesteld RF geïnduceerde weefsel verwarming en te veilige exploitatie waarborgen. Bovendien kan elektrocardiogram (ECG) gebaseerd triggering worden significant beïnvloed door de magnetisch-hydrodynamische23,(MHD) invloed19,-24. Om de uitdagingen geïnduceerd door de korte golflengte in weefsel, werden veel elementen transceiver RF spoel arrays op maat gemaakt voor CMR op 7 Tesla voorgestelde21,25,26,27. Parallelle RF overdracht zorgt voor transmissie veld vormgeven, ook bekend als B1+ shimming, waarmee de magnetisch veld inhomogeneities en18,28van de artefacten van de gevoeligheid te verminderen. Terwijl in het huidige stadium, sommige van deze maatregelen kan de experimentele complexiteit toenemen, de begrippen nuttig zijn gebleken en kunnen worden vertaald naar de klinische veldsterktes van CMR 1.5 T of 3 T.

Op dit moment is 2D evenwichtige steady-state gratis precessie (bSSFP) CINE beeldvorming de standaard referentiepunt voor klinische functionele CMR op 1,5 T en 3 T-1. Onlangs, de volgorde werd met succes werkzaam bij 7 Tesla, maar een groot aantal uitdagingen blijven19. Patiënt specifieke B1+ shimming en extra RF spoel aanpassingen werden toegepast voor het beheren van RF power afzetting beperkingen en zorgvuldige B0 shimming werd uitgevoerd om te bepalen van de volgorde die typische "banding" artefacten. Met een gemiddelde scan tijd van 93 minuten voor links-ventriculaire (LV) functie beoordeling verlengd de inspanningen het onderzoek keer klinisch aanvaardbare grenzen. Hier, voorzien verwende gradient echo reeksen een levensvatbaar alternatief. Bij 7 Tesla, werden totale onderzoek times of (29 ± 5) min voor LV functie beoordeling gemeld, hetgeen overeenkomt met goed klinische beeldvorming protocollen op lagere veld sterke21. Daarmee verwende gradient echo gebaseerd CMR voordelen uit de langdurige T1 ontspanning times op ultra-hoge veld die in een verbeterde bloed-myocard contrast superieur aan gradient echo beeldvorming op 1,5 T. resulteren Dit maakt subtiele anatomische structuren zoals het hartzakje, de mitralisklep en tricuspidalis kleppen evenals de papillaire spieren goed herkenbaar. Congruously, ermee verwende gradient echo gebaseerd cardiale kamer kwantificering op 7 Tesla nauw LV parameters afgeleid van 2D bSSFP CINE beeldvorming op 1,5 T20. Afgezien van dat, werd nauwkeurige rechts-ventriculaire (RV) kamer kwantificering onlangs aangetoond gradient echo opeenvolgende 7 Tesla29haalbaar met behulp van een hoge resolutie verwend.

Dit werk herkennen de uitdagingen en kansen van de CMR bij ultra-hoge veld, en presenteert een setup en protocol aangepast voor functionele CMR acquisities op een geneesmiddelen 7 Tesla onderzoek scanner. Het protocol beschrijft de technische onderbouwing, toont hoe de belemmeringen kunnen worden overwonnen, en levert praktische overwegingen die helpen om de extra experimentele overhead tot een minimum. De voorgestelde imaging protocol vormt een viervoudige verbetering in de ruimtelijke resolutie versus hedendaagse klinische praktijk. Het is bedoeld om te voorzien in een richtsnoer klinische adapters arts, translationeel onderzoekers, deskundigen van de toepassing, MIJNHEER radiographers, technologen en wetenschappers nieuwkomers in het veld.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

De studie is goedgekeurd door de ethische commissie van de Universiteit van Queensland, Queensland, Australië en geïnformeerde toestemming is verkregen van alle onderwerpen opgenomen in de studie.

1. onderwerpen

  1. Werven vrijwilligers onderwerpen boven de 18 jaar intern aan de Universiteit van Queensland.
  2. Geïnformeerde toestemming
    1. Elk onderwerp te informeren over de potentiële risico's van het ondergaan van de keuring vóór het invoeren van de veiligheidszone van magnetische resonantie beeldvorming (MRI). Specifiek, bespreken de ultra-hoge magnetisch veld blootstelling en mogelijke contra-indicaties voor een MRI onderzoek ondergaan. Kennis van het onderwerp dat deelname aan het onderzoek vrijwillig is en dat ten alle tijden kan hij/zij het afbreken van het onderzoek. Geïnformeerde toestemming schriftelijk.
    2. Leg de procedure aan de deelnemer. Aangezien imaging wordt uitgevoerd tijdens adem houdt bij de expiratie van het einde en consistente adem bedrijf is onlosmakelijk verbonden met de beeldkwaliteit, coach het onderwerp op ademhalingstechniek vóór het scannen.
    3. Alvorens de MRI veiligheidszone schriftelijk en opnieuw alvorens de scanner kamer het heer veiligheid screening uitvoeren over alle onderwerpen. Het uitsluiten van onderwerpen met contra-indicaties voor het ondergaan van een MRI-onderzoek (b.v., pacemakers, geïmplanteerde defibrillatoren, andere onveilige medische implantaten of claustrofobie).
  3. Vraag het onderwerp te veranderen in scrubs alvorens de scanner kamer.

2. voorbereiding

  1. De aanvullende hardware vereist voor bediening van de speciaal 32 kanaal 1H cardiale transceiver (Tx/Rx) RF spoel26 op de patiënt tafel zoals aangegeven in Figuur 1a en binstellen. Afgezien van een kleine Splitser elektrobox (Figuur 1 c) omvat de auxiliary spoel apparatuur een splitter elektrobox en fase shifter vak (Figuur 1 d) en één Tx/Rx interface (Figuur 1e) voor elk van de twee RF spoel secties die zal worden Geplaatst onder en op de top van het onderwerp. Het grootste deel het herbergt de lokale doorsturen van elektronica, die vereist voor signaal excitatie bij 7 Tesla is, aangezien de traditionele vogelkooi lichaam spoelen als algemeen werknemer op 1.5 T en 3.0 T zijn niet beschikbaar.
  2. Plaats de extra RF spoel hardware aan de bovenkant van de patiënt tabel als aangegeven in Figuur 1b en koppeling van de individuele vakken samen met de bajonet Neill-Concelman (BNC)-kabels. Sinds de afstand dat de patiënt tabel kan worden gereden in de MRI boring is beperkt, zorgen te laten voldoende ruimte op de patiënt tabel voor de infrastructuur van de spoel om te garanderen dat de certificaathouder hart kan worden geplaatst met het midden van de spiraal op de isocenter van de magneet.
  3. De Tx/Rx interface vakken verbinden de stekkers van de vier coil op de patiënt tabel.
  4. Plaats het midden van de achterste spoel matrix 147 cm afstand van de bovenkant van de patiënt tabel (Figuur 1b). Deze plek wordt gedefinieerd waar de posterieure spoel matrix moet worden geplaatst om ervoor te zorgen dat de certificaathouder hart op de isocenter van de magneet is als de patiënt tabel maximaal wordt gedreven in de boring. De plaatsing op de plek van de vooraf gedefinieerde spoel is belangrijk, zodat deze optimaal functioneren. Het bepalen van de optimale positie van de matrix posterieure spoel en de positionering van de hulpuitrusting in voorafgaande proeven, met inbegrip van enkele vrijwilligers van verschillende lichaamslengte.
  5. Sluit de vier kabels van de posterieure spoel-array in de juiste aansluitingen van de Tx/Rx interface-box voor de achterste array.
  6. Verbinding maken met de vier modules van de voorste spoel matrix zijn met de Tx/Rx interface-box voor de hoogste matrix en de array over de ondersteunende spoel-apparatuur te voorzien van onderwerp positionering wegknippen.
  7. Bevestig de drie ECG-elektroden op het lichaam van het onderwerp. Volg de richtlijnen van de leverancier voor de plaatsing van de elektroden om optimale werking van het systeem de trigger algoritme.
  8. Plaats het onderwerp op de patiënt tabel (Figuur 1f). Kritisch, zorg ervoor dat de certificaathouder hart is gepositioneerd centrale met de achterste spoel teneinde scannen binnen de isocenter van de magneet. Aangezien, afhankelijk van de hoogte van het onderwerp, het hoofd zal worden geplaatst op de top van de spoel/interface vak connectoren, plaats van de kabels zorgvuldig en gebruik van passende demping om het comfort en de naleving van het onderwerp.
  9. Het trigger-apparaat aansluit op de ECG-elektroden.
  10. De pulse trigger-apparaat aansluit op de certificaathouder wijsvinger. Dit tweede apparaat gebruiken voor het genereren van in geval van ernstige verstoringen van het ECG signaal geïntroduceerd door het MHD-effect.
  11. De veiligheid hand knijp bal aan de certificaathouders worden verleend.
  12. Het onderwerp uit te rusten met hoofdtelefoons en oordopjes te verminderen van de blootstelling aan lawaai en voor de communicatie met het onderwerp.
  13. Plaats de voorste spoel op het onderwerp van de borst, zodanig dat de kabels die op de stekkers E-F en G-H aansluiten naar rechts en links van de certificaathouder hoofd, respectievelijk liggen.
  14. Het onderwerp in de scanner boring drijven. De stuwende werking handmatig uitvoeren en ervoor zorgen dat de knop van de snelheid van de controles van de tabel in de off-positie van het onderwerp om veiligheid te garanderen tijdens het rijden. Gebruik niet die de automatische modus als de snelheid van de variabele tabel in deze modus is geoptimaliseerd voor neuro-imaging en de afstand van die de tabel automatisch kan worden gereden in de boring wordt beperkt door de scannerhardware.
  15. Controleer of mededeling aan het onderwerp via de intercom mogelijk is en als het onderwerp is goed voelt.
  16. MIJNHEER imaging
    1. Stormloop basic localizer (scout) scant langs de drie fysieke kleurovergang assen voor segment planning en B0-shimming.
    2. Gebruik een ECG-geactiveerd snel lage hoek geschoten (FLASH) reeks met de volgende parameters van de overname: beeldveld (FOV) = 400 mm, matrix = 192 x 144, plakjes per kleurovergang as = 1, dikte = 8 mm, echo van tijd (TE) = 1.24, herhaling tijd (TR) = 298 ms, flip hoek = 10°.
    3. Toepassen van parallelle MRI met versnelling factor = 2, referentielijnen = 24 en veralgemeend autocalibrating gedeeltelijk parallel overnames (GRAPPA) wederopbouw.
    4. De localizer afbeeldingen gebruiken om te verifiëren dat de certificaathouder hart is gepositioneerd in het isocenter van de magneet. Het onderwerp verplaatsen indien nodig.
  17. 3rd bestellen B0-shimming
    1. Open de 3rd volgorde shim tool (Figuur 2a) en reset alle 3rd volgorde shim stromingen (Figuur 2b).
    2. Het volume van de shim voor goede shimming over een regio die betrekking hebben op het hart (Figuur 2 c) voorschrijven.
    3. Voer dat een niet-geactiveerd geavanceerde stroom gecompenseerd 2D multi echo FLASH shim volgorde voor de berekening van de 3rd volgorde shim stromingen. Gebruik de volgende parameters: FOV = 400 x 400 mm, matrix = 80 x 80, segmenten = 64, dikte = 5.0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, flip hoek = 20 °, parallelle MRI (GRAPPA), versnelling factor = 2, referentielijnen = 24.
    4. Om te berekenen en toepassen van de 3rd volgorde shim stromingen, opent het volgende protocol en kopieert u het volume van de bovengenoemde shim. Het SetShim -programma uitvoeren in het Startmenu (Figuur 2a). Vervolgens opent u het venster Handmatige aanpassingen in het optiemenu (figuur 2d) . Klik in het tabblad 3D Shim op berekenen | Toepassing om in te stellen van de stromingen van de shim voor de 2nd order (figuur 2e). Ten slotte stelt de shim stromingen door te klikken op Shim_3rd ingesteld in de 3rd volgorde shim tool (Figuur 2b).
    5. Sluit het venster Handmatige aanpassingen . Houd het shim volume en de stromingen van de shim vast gedurende de rest van het onderzoek. Merk op dat de shimming procedure zeer specifieke stelsels kunnen.
  18. Verwerven verdere vertalers ter ondersteuning van de planning van de dubbel-oblique segment. Tenzij anders vermeld, gebruiken een adem gehouden en ECG-geactiveerd 2D FLASH reeks met de volgende parameters voor alle localizer metingen: FOV = 360 x 290 mm, matrix = 256 x 206, dikte = 6.0 mm, TE = 1,57, TR = 3.9 ms, flip hoek 35 °, parallelle MRI (GRAPPA), GPY = tion factor: 2, referentielijnen: 24. Adviseren van de patiënt de adem in verlopen. Hoge flip hoeken in dienst of een gesegmenteerde cine-protocol (zie hieronder) gebruiken om een verbeterd contrast.
    1. Het verwerven van de 2 kamer localizer (1 sneetje), de geplande loodrecht op de axiale scout parallel aan de septal wall (Figuur 3a).
    2. Het verwerven van de 4 kamer localizer (1 sneetje), gepland loodrecht op het segment localizer 2 kamer via de mitralisklep en de apex van de linkerventrikel (Figuur 3b).
    3. Verwerven van de korte as localizer (7 segmenten, FOV = 360 x 330 mm), geplande loodrecht op de 4 kamer localizer parallel aan de mitralisklep en loodrecht op de septal wall (Figuur 3 c).
  19. Voer de CINE acquisities. Gebruik een hoge resolutie adem ECG-geactiveerd gehouden gesegmenteerd 2D FLASH reeks met de volgende parameters: FOV = 360 x 270 mm, matrix = 256 x 192/264 x 352, dikte = 4,0 mm, TE = 3.14, TR = 6,3 ms, flip hoek = 35-55 °, segmenten = 7, parallelle MRI (GRAPPA), versnelling fa ctor = 2/3, temporele resolutie = 42.6/44.3 ms.
    1. Start met de linker ventriculaire 4 kamer uitzicht (horizontale lengteas, HLA) segmenten. Plan het midden segment door het midden van de mitralisklep en tricuspidalis kleppen en de apex van de linkerventrikel (figuur 3d). Verwerven van elk segment binnen een afzonderlijke adem hold in verlopen.
    2. Vervolgens krijgen de linkeras ventriculaire korte segmenten. Plan ze loodrecht op de HLA en evenwijdig aan de mitralisklep zodanig dat het bedekt het hele linkerventrikel van de basis naar de apex (figuur 3e). Om ervoor te zorgen nauwkeurige functie testen, plaatst u het eerste segment nauwkeurig op de mitralisklep leaflet invoegingen, zodat het midden van het segment binnen het ventrikel is. Nogmaals, verwerven elk segment binnen een afzonderlijke adem hold in verlopen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Representatieve resultaten van cardiale CINE examens afgeleid van vrijwilligers zijn afgebeeld in Figuur 4. Weergegeven zijn diastolische en systolische-termijnen voor de korte en de lange as van een vier-kamer weergaven van het menselijke hart. De aanzienlijk hogere ruimtelijke resolutie voor de korte as weergaven (figuur 4a, 4b, 4e, 4f) in vergelijking met de standpunten van de lange as (Figuur 4 c, 4 d, 4 g, 4 h) is duidelijk zichtbaar. Zowel korte als lange as segmenten bieden de beelden ruime signal-to-noise en bloed-myocard contrast om duidelijk af te bakenen de myocardiale muren, zelfs wanneer een segment dikte zo dun als 4 millimeter in dienst. De werknemer parallelle imaging versnelling regeling gereconstrueerd de beelden met hoge beeldkwaliteit en zonder verhoging van de opvallende ruis.

Als gevolg van de R-golf erkenning mislukking van het ECG, werd pulse oxymetrie gebaseerde triggering gebruikt voor de acquisities van de afbeelding aan de rechterkant (figuur 4e-4 h). De jitter in de pols oxymetrie signaal piek geïnduceerde kleine beweging artefacten die werden uitgesproken tijdens periodes van cardiale contractie en ontspanning zoals benadrukt in de weergave van de lange as weergegeven in Figuur 4 h (rode pijl). Signaal vides als gevolg van destructieve storingen op het gebied van de transmissie zijn gemarkeerd met gele pijlen.

Typische ECG-signalen in één kanaal van het apparaat van de trekker in één gezonde onderwerp verkregen zijn afgebeeld in Figuur 5. Bij het vergelijken van het ECG signaal verworven buiten de magneet droeg (figuur 5a) aan degene die zijn verkregen met het onderwerp geplaatst op de isocenter van de magneet (Figuur 5b), verschillen duidelijk geworden. Binnen het ultra-hoge magnetische veld wordt is het ECG-signaal ernstig beschadigd door de MHD-effect. Het negatieve verschijnsel vloeit voort uit de interactie tussen de geleidende vloeistof bloed met het externe magnetisch veld. Het induceert een verstorende elektrisch veld boven elkaar plaatsen van de velden van de depolarisatie van het hart en dus bederft het signaal opgepikt door ECG elektroden op de huid van het onderwerp. Het effect van MHD schalen met B0 en is bijzonder uitgesproken tijdens de cardiale fasen van systolische aorta flow, vandaar dat vooral het S-T-segment van het ECG-signaal wordt beïnvloed. Hoewel de R-golf van het ECG-signaal is meestal niet rechtstreeks beïnvloed, kan het afbreuk doen aan de R-golf-erkenning en cardiale-synchronisatie. Het is opmerkelijk dat, als gevolg van de verstoring van het ECG signaal, ECG-signalen verkregen in aanwezigheid van hoge magneetvelden kunnen niet worden gebruikt als een indicator van de toestand van de noodsituatie van de patiënt. Een representatieve puls signaal verkregen binnenkant van de magneet boring is weergegeven in Figuur 5 c. De puls signaal wordt niet beïnvloed door het magnetisch veld. De vertraging van de pols golf aan de R-golf bij 0 ms, die artefacten invoeren kunnen, is duidelijk zichtbaar.

Figure 1
Figuur 1 : Experimentele opzet en elementen van de 32 coil hardware kanaal cardiale Tx/Rx spoel. (a, b) De ondersteunende hardware dat bestaat uit 7 hardware vakken en BNC Kabels aansluiten is geplaatst aan de bovenkant van de patiënt tabel in volgorde bieden zo veel ruimte voor onderwerp positionering mogelijk. De posterieure en anterieure coil elementen zijn verbonden met acht kabels in de vakken van de interface. Voor het systeem bij de hand, is de achterste spoel matrix niet verder dan 1470 mm van de bovenkant van de tabel, zodat de positionering van het hart op de isocenter van de magneet geplaatst. (c) kleine elektrobox splitter. (d) een power splitter en fase shifter vak elk voor de array van posterieure en anterieure spoel. (e) Tx/Rx interface vakken voor het anterior (boven) en posterior (onder) coil matrix. Oranje en zwarte gestippelde pijlen geven zenden (Tx) en ontvangen (Rx) signaal trajecten. (f) onderwerp gepositioneerd op de achterste spoel array. Het hoofd rust op een kussen op de 8 spoel-connectors. De vooraf gedefinieerde spoel plek wordt gemarkeerd met een rood label. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.

Figure 2
Figuur 2 : 3rd bestellen shimming met de systemen-gereedschappen voor aanpassing en shim. (a) start menu met knoppen voor het "3rd volgorde shim" tool en de "set shim" programma. (b) "3rd volgorde shim" tool. (c) positionering van de aanpassing regio over het hart. (d) vanaf de tool "Aanpassingen" het "Options" menu. (e) "aanpassingen" tool met knoppen berekenen en toepassen van de 2nd volgorde shim stromingen in de "3D shim" tab. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.

Figure 3
Figuur 3 : Snijd planning voor cardiale beeldvorming van de CINE. (a) planning van 2-kamer localizer loodrecht op fundamentele localizer. (b) planning van 4 kamer localizer loodrecht op 2 kamer localizer (c) planning van korte as localizer op 2 kamer localizer (links) en loodrecht op 4 kamer localizer (rechts). (d) planning van links ventriculaire 4 kamer weergave loodrecht op korte as localizer (links) en 2 kamer localizer (rechts). (e) planning van linkeras ventriculaire korte segmenten op linker ventriculaire 4 kamer uitzicht (links) en 2 kamer localizer (rechts).

Figure 4
Figuur 4 : Representatieve resultaten voor hoge resolutie cardiale CINE imaging in twee onderwerpen met ECG triggering (a-d) en pulsstand triggering (e-h). (a, e) Einde-diastolische termijnen van een segment van de Midden-ventriculaire korte as verworven met een ruimtelijke resolutie van 1.0 x 1.0 x 4 mm3. (b, f) Overeenkomstige eind-systolische termijnen. (c, g) Einde-diastolische termijnen van een horizontale lengteas segment. (d, h) Overeenkomstige eind-systolische termijnen. Signaal dropouts veroorzaakt door RF veld niet-uniformities worden gemarkeerd met gele pijlen. Lichte trigger fouten als gevolg van de latentie van de pols golf zijn afgebeeld in de weergave van de lange as van de puls-geactiveerd scan (rode pijl). Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.

Figure 5
Figuur 5 : Representatief ECG-signalen verkregen van buiten- en binnenkant van de magneet droeg op 7 Tesla. (a) ECG signaal verkregen in de twee kanalen (rood, blauw) van het ECG trigger apparaat buiten de magneet droeg. De R-golf kan duidelijk worden onderscheiden. Trigger-evenementen zijn afgebakend in het groen. (b) ECG signaal verkregen bij de isocenter van de 7 Tesla magneet droeg. Het MHD-effect duidelijk van invloed is op het ECG-signaal en met name het S-T-element van het ECG-signaal. De schommelingen van het signaal kunnen leiden tot mis triggering. (c) vertegenwoordiger puls signaal verkregen bij de isocenter van de 7 Tesla magneet droeg voor vergelijking. De puls signaal wordt niet beïnvloed door het magnetisch veld. Merk op dat de pols golf is vertraagd ten opzichte van de ECG R-golf. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Functionele CMR-examens kunnen plaatsvinden met succes op 7 Tesla. Op basis van de veldsterkte SNR winst gedreven, kon CINE beelden van het menselijk hart worden verkregen met een aanzienlijk hogere ruimtelijke resolutie in vergelijking met 1,5 of 3 T. Terwijl de dikte van een segment van 6 tot 8 mm en in-plane voxel rand lengtes van 1.2 tot 2.0 mm vaak bij lagere klinische veld sterke1,30, de metingen op 7 Tesla gebruikt worden kan worden uitgevoerd met een segment dikte van 4 mm en een isotrope de resolutie van in-plane van 1,0 mm.

De resultaten op 7 Tesla zijn veelbelovend. De beeldkwaliteit is vergelijkbaar met die verkregen op 1.5 T of 3 T Hoewel B1+ shimming werd niet uitgevoerd en de experimentele overhead tot een minimum om klinisch aanvaardbaar onderzoek tijden voor cardiale kamer kwantificering werd gehouden. Beeldkwaliteit was af en toe iets aangetast door signaal vides veroorzaakt door focal RF veld niet-uniformities. In deze gevallen, het gebruik van B1+ shimming, zou kunnen dat beschikbaar is via parallelle belangrijksten gunstig zijn. Terwijl deze aanpak is verleidelijk en opdoemen aan de horizon van klinische toepassingen vereist het verdere overwegingen over signaal absorption rate (SAR) beheer.

Aan de activerende kant, was het ECG-signaal af en toe zwaar beschadigd door het MHD effect zodat synchronisatie van Beeldacquisitie met de cardiale activiteit moest worden uitgevoerd met gebruikmaking van de pols triggering aanpak. Bij het gebruik van de puls-trigger, kan lichte aantasting van de kwaliteit van de CINE-afbeelding optreden. Deze bijzondere waardevermindering wordt veroorzaakt door de tijd die de pulse trigger is vertraagd met respect de R-golf van het ECG. Variaties en jitter in de puls trigger signaal kunnen variëren tot 60 milliseconden. Dit verschijnsel kan leiden tot mis triggering en kan het risico invoering van cardiale beweging geïnduceerde vervagen in de gereconstrueerde beelden. Zoals op 7 Tesla onlangs aangetoond, nauwkeurige cardiale synchronisatie kan worden bereikt door volledige benutting van de technische mogelijkheden van de beschikbare trigger-apparaten en met behulp van state-of-the-art trigger algoritmen19,24. Naast dit gesynchroniseerd het gebruik van alternatieve triggering oplossingen31,32,33 kunnen ook een goede basis voor imaging.

Scannen met ultra-hoog-veld komt samen met een aanzienlijk grotere vraag van hardware. Met name zijn de voorbereidingen van de scan complexer versus lagere Veldsterkten. Dit kan worden toegeschreven aan het gebruik van RF spoel hulpaggregaten te wijten aan de afwezigheid van een lichaam spoel die is geïntegreerd in klinische scanners. Onderwerp positionering vereist meer zorg versus die de routine klinische instellingen op lagere Veldsterkten, sinds niet alleen het onderwerp comfort, maar ook de positie van de spoel met betrekking tot de tabel moet rekening worden gehouden. Deze beperking is verwant aan het ontwerp en de mogelijkheden van de hedendaagse patiënt tabellen voor 7 Tesla MRI maar vast te stellen met de lopende verhuizing naar de volgende generatie 7 Tesla MRI-systemen wordt verwacht. Onlangs werd de eerste 7 Tesla MRI-systeem goedgekeurd voor klinisch gebruik voor specifieke toepassingen in de VS en Europa. Experimentele overhead wordt ook ingevoerd door het MHD-effect dat kan ernstig afbreuk doen aan de erkenning van de R-golf. Om te zorgen voor een goede cardiale synchronisatie, de voorbereiding van een zorgvuldige betreft, zijn een nauwkeurige plaatsing van de elektroden van de ECG naast een nauwkeurige kalibrering van de ECG trigger algoritme vereist24. In sommige gevallen, na het verplaatsen van het onderwerp in de boring van de ECG-elektroden herpositionering misschien noodzakelijk zijn geworden. Ook, om te verzekeren de voortzetting van het onderzoek in de aanwezigheid van ernstige ECG trigger waardeverminderingen, is het aan te raden om de pols trigger-apparaat aansluit op het onderwerp. Als alternatief voor ECG triggering, kan akoestische triggering31 worden gebruikt, die is immuun voor MHD effecten en gebleken te zijn superieur aan pols triggering. Als deze overwegingen en maatregelen worden zorgvuldig opgenomen in functionele CMR onderzoeken op 7 Tesla, is de workflow en de duur van de cardiale CINE metingen op ultra-hoge velden vergelijkbaar met die bij klinische Veldsterkten.

Het toenemende gebruik van ultra-hoge veld systemen in translationeel onderzoek zal verder de mogelijkheden van CMR-stoffen voor de beoordeling van cardiovasculaire ziekten. Technologische vooruitgang zoals verbeterde RF coil technologie of multi-overbrengen van MIJNHEER systemen zal bijdragen tot het verminderen van de huidige experimentele overhead en extra scan preparaten en shimming operaties stroomlijnen. In deze context is een zorgvuldige validatie van de nieuwe ultra-hoge veld CMR toepassingen tegen de gevestigde CMR toepassingen op 1.5 T of T 3 essentieel.

Deze studie toont aan, dat de functionele CMR onderzoeken met succes kunnen plaatsvinden op 7 Tesla. De veldsterkte gedreven SNR winst op ultra-hoge veld voorziet CINE overnames met zeer hoge ruimtelijke resolutie. Vergeleken met de klinische veldsterktes van 1.5 of 3 Tesla, kan de ruimtelijke resolutie worden verhoogd met een factor 3 tot en met 4. De experimentele overhead vereist om de verschillende technische uitdagingen aan te kunnen tot een minimum worden beperkt. Deze resultaten alsook toekomstige technologische ontwikkelingen vormen de basis voor verkenningen in meer geavanceerde toepassingen zoals myocardiale weefsel karakterisering, metabole beeldvorming of microstructuur imaging.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Kieran O'Brien en Jonathan Richer zijn door Siemens Ltd. Australië werkzaam. Jan Rieger en Thoralf Niendorf zijn oprichters van MRI. HULPMIDDELEN GmbH, Berlijn, Duitsland. Jan Rieger was CTO en een medewerker van de MRI. HULPMIDDELEN GmbH. Thoralf Niendorf is CEO van MRI. HULPMIDDELEN GmbH.

Acknowledgments

De auteurs erkennen de faciliteiten, en de wetenschappelijke en technische bijstand voor de nationale Imaging faciliteit in het centrum voor Advanced Imaging, Universiteit van Queensland. Wij zouden ook willen bedanken Graham Galloway en Ian Brereton voor hun hulp bij het verkrijgen van een CAESIE-subsidie voor 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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Kramer, C. M., et al. Standardized cardiovascular magnetic resonance (CMR) protocols 2013 update. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15, (1), 1 (2013).
  2. 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).
  3. 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).
  4. 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).
  5. 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).
  6. Stäb, D., et al. CAIPIRINHA accelerated SSFP imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 65, (1), 157-164 (2011).
  7. 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).
  8. 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).
  9. 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).
  10. 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).
  11. 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).
  12. 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).
  13. 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).
  14. 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).
  15. 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).
  16. 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).
  17. Vaughan, J. T., et al. Whole-body imaging at 7T: Preliminary results. Magnetic Resonance in Medicine. 61, (1), 244-248 (2009).
  18. 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).
  19. 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).
  20. 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).
  21. 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).
  22. 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).
  23. 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).
  24. 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).
  25. 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).
  26. 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).
  27. Snyder, C. J., et al. Initial results of cardiac imaging at 7 tesla. Magnetic Resonance in Medicine. 61, (3), 517-524 (2009).
  28. 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).
  29. 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).
  30. 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).
  31. 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).
  32. 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).
  33. 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).
Cardiale magnetische resonantie beeldvorming bij 7 Tesla
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Stäb, D., Al Najjar, A., O'Brien, K., Strugnell, W., Richer, J., Rieger, J., Niendorf, T., Barth, M. Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla. J. Vis. Exp. (143), e55853, doi:10.3791/55853 (2019).More

Stäb, D., Al Najjar, A., O'Brien, K., Strugnell, W., Richer, J., Rieger, J., Niendorf, T., Barth, M. Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla. J. Vis. Exp. (143), e55853, doi:10.3791/55853 (2019).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter