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Medicine

Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla

doi: 10.3791/55853 Published: January 6, 2019

Summary

Le gain de sensibilité inhérent à la résonance magnétique champ ultra prometteuse pour l’imagerie de haute résolution spatiale du cœur. Nous décrivons ici un protocole personnalisé pour la résonance magnétique fonctionnelle cardiovasculaire (CMR) à 7 Tesla en utilisant une bobine avancées multi-canaux radio-fréquence, calage du champ magnétique et un concept de déclenchement.

Abstract

CMR à un très haut champ (champ magnétique B0 ≥ 7 Tesla) bénéficie de l’avantage du rapport signal-bruit (RSB) inhérent à des intensités de champ magnétique supérieures et potentiellement fournit signal meilleur contraste et une résolution spatiale. Tout en promettant des résultats ont été obtenus, ultra-haute champ CMR est difficile en raison de contraintes de dépôts énergétiques et des phénomènes physiques tels que la transmission non champ-uniformites et inhomogénéités du champ magnétique. En outre, l’effet magnéto-hydrodynamique rend difficile la synchronisation de l’acquisition de données avec le mouvement cardiaque. Les défis sont actuellement abordés par explorations dans la technologie novatrice de résonance magnétique. Si tous les obstacles peuvent être surmontés, ultra-haute champ CMR peut générer de nouvelles opportunités pour les CMR fonctionnelle, caractérisation tissulaire myocardique, imagerie de la microstructure ou imagerie métabolique. Reconnaissant ce potentiel, nous montrons que technologie de bobinage multi-canaux radio fréquence (RF) adapté pour CMR à 7 Tesla ainsi que plus élevés ordre B0 calage et un signal de sauvegarde pour déclenchement cardiaque facilite haute-fidélité CMR fonctionnelle. Avec la configuration proposée, quantification de chambre cardiaque peut être accomplie en période d’examen similaires à ceux obtenus à une intensité plus faible. Pour partager cette expérience et favoriser la diffusion de cette expertise, cet ouvrage décrit notre configuration et protocole sur mesure pour les CMR fonctionnelle à 7 Tesla.

Introduction

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Résonance magnétique cardiovasculaire (CMR) est de valeur clinique prouvée avec un nombre croissant d’indications cliniques1,2. En particulier, l’évaluation de la morphologie cardiaque et la fonction revêt une importance majeure et généralement réalisé en observant et en visualisant que la motion de coeur tout au long de l’ensemble du cycle cardiaque en utilisant segmenté souffle-qui s’est tenue à deux dimensions (2D) cinematograpic) Techniques d’imagerie CINE). Bien que haute résolution spatio-temporelle, contraste élevé de sang-myocarde et rapport signal sur bruit élevé (SNR) sont nécessaires, l’acquisition de données est très limitée par le mouvement cardiaque et respiratoire et de l’utilisation de multiples souffle-cales ainsi que la nécessité pour tout cœur ou ventriculaire gauche couverture conduit souvent à une vaste analyse fois. Imagerie parallèle, imagerie simultanée de multi-slice ou autre accélération techniques aident à traiter le mouvement associés contraintes3,4,5,6.

En outre, de bénéficier de la SNR inhérente gain au plus élevé des champs magnétiques, systèmes de champ élevée avec B0 = 3 Tesla travaillent de plus en plus en routine clinique7,8. Le développement a également encouragé les enquêtes sur l’ultra haut champ (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Le gain en contraste SNR et sang-myocarde inhérent à l’intensité de champ supérieure promet d’être transférable dans renforcée CMR fonctionnelle à l’aide d’une résolution spatiale qui dépasse limites15,16, aujourd'hui 17. À son tour, de nouvelles possibilités pour la résonance magnétique (RM) caractérisation tissulaire myocardique, imagerie métabolique et l’imagerie de la microstructure sont attendus13. Jusqu'à présent, plusieurs groupes ont démontré la faisabilité de CMR à 7 Tesla et spécifiquement adaptées champ ultra haute technologie a été introduite le17,18,19,20, 21,22. En ce qui concerne ces développements prometteurs, le potentiel de champ ultra-haute CMR peut être considérée comme encore inexploité13. Dans le même temps, les phénomènes physiques et les obstacles pratiques tels que les inhomogénéités du champ magnétique, excitation radiofréquence (RF) champ non-uniformites, artefacts hors-résonance, effets diélectriques, chauffage tissulaire localisée et l’intensité du champ contraintes de dépôts de puissance RF indépendantes font d’imagerie à ultra-haute domaine un défi10,17. Ces derniers sont employés pour contrôler RF induit tissu chauffant et pour assurer un fonctionnement sécuritaire. En outre, électrocardiogramme (ECG) basé de déclenchement peut être touchée par la magnétohydrodynamique (MHD) effet19,23,24. Pour régler les problèmes induits par la courte longueur d’onde dans le tissu, tableaux de bobine plusieurs éléments émetteur-récepteur RF sur mesure pour les CMR à 7 Tesla ont été proposé21,25,26,27. Transmission en parallèle RF fournit le moyen de champ de transmission façonnage, également connu sous le nom B1+ calage, qui permet de réduire les inhomogénéités du champ magnétique et les artefacts de susceptibilité18,28. Alors qu’à l’heure actuelle, certaines de ces mesures pourraient augmenter la complexité expérimentale, les concepts se sont avérés utiles et peuvent être traduites pour les intensités de champ clinique du CMR 1,5 T ou 3 T.

Actuellement, l’imagerie 2D regime équilibré précession libre (bSSFP) CINE est la norme de référence pour les CMR fonctionnelle clinique à 1,5 T et 3 T1. Récemment, la séquence a été employée avec succès à 7 Tesla, mais un grand nombre de défis demeure19. Patient spécifique B1+ calage et ajustements de bobine supplémentaires RF ont été appliquées pour gérer les contraintes de dépôts de puissance RF et caler soigneusement les0 B a été réalisée afin de contrôler la séquence typique des bandes d’artefacts. Avec un temps de recherche moyen de 93 minutes pour l’évaluation de fonction ventriculaire gauche (VG), les efforts prolongés les temps d’examen au-delà des limites acceptables sur le plan clinique. Ici, les séquences d’écho de gradient gâté fournissent une alternative viable. À 7 Tesla, fois examen total de min (29 ± 5) pour l’évaluation de fonction LV ont été signalés, ce qui correspond bien à des protocoles cliniques d’imagerie à bas champ atouts21. Ainsi, spoiled gradient echo base CMR bénéficie les prolongée T1 temps de relaxation à ultra-haute field qui résultent en un contraste amélioré de sang-myocarde supérieur à l’imagerie écho de gradient à 1,5 T. Cela rend les structures anatomiques subtils tels que le péricarde, la mitrale et tricuspide vannes ainsi que les muscles papillaires bien identifiable. Parallèlement, quantification chambre cardiaque gâté echo de gradient basé à 7 Tesla concorde étroitement avec LV paramètres dérivés de l’imagerie 2D bSSFP CINE à 1,5 T20. En dehors de cela, une quantification (RV) chambre ventriculaire droit précise a été récemment démontrée réalisable à l’aide d’une haute résolution gâté séquence écho de gradient à 7 Tesla29.

Reconnaissant les défis et les opportunités du CMR à très haut champ, cet ouvrage présente un protocole personnalisé pour les acquisitions de CMR fonctionnelles sur un scanner de recherche expérimental 7 Tesla et le programme d’installation. Le protocole décrit les fondements techniques, montre comment les obstacles peuvent être surmontés et fournit des considérations pratiques qui aident à maintenir la charge mémoire supplémentaire expérimentale au minimum. Le projet de protocole d’imagerie constitue une amélioration en quatre volets de la résolution spatiale par rapport à la pratique clinique actuelle. Il est destiné à fournir une ligne directrice pour adaptateurs cliniques, médecins chercheurs, translationnelles chercheurs, experts demande, Monsieur radiologues, technologues et nouveaux venus dans le domaine.

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Protocol

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L’étude est approuvée par le Comité d’éthique de l’Université du Queensland, Queensland, Australie et consentement éclairé a été obtenu de tous les sujets inclus dans l’étude.

1. sujets

  1. Recruter des sujets volontaires plus de 18 ans en interne à l’Université du Queensland.
  2. Consentement éclairé
    1. Informer des risques potentiels de subir l’examen avant d’entrer dans la zone de sécurité de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) de chaque sujet. En particulier, discuter l’exposition très haut champ magnétique et les contre-indications possibles pour être soumis à un examen de MRI. Informer le sujet que participer à l’examen est volontaire et qu’en tout temps, il/elle peut interrompre l’examen. Obtenir le consentement éclairé par écrit.
    2. Expliquer la procédure pour le participant. Comme l’imagerie est réalisée au cours de souffle contenir à expiration fin et cohérent souffle tenue est partie intégrante de la qualité de l’image, entraîneur du sujet, de respiration technique avant l’analyse.
    3. Effectuer le contrôle de sécurité de M. sur tous les sujets avant d’entrer dans la zone de sécurité de MRI par écrit et encore une fois avant d’entrer dans la salle de scanner. Exclure les sujets présentant des contre-indications à subir un examen de MRI (p. ex., stimulateurs cardiaques, défibrillateurs implantés, autres implants médicaux dangereux ou claustrophobie).
  3. Poser le sujet à se transformer en gommage avant d’entrer dans la salle de scanner.

2. préparation

  1. Mettre en place le matériel supplémentaire nécessaire pour faire fonctionner le 32 canal dédié 1H cardiaque transmetteur (Tx/Rx) RF bobine26 sur la table du patiente, comme indiqué dans la Figure 1 a et b. En dehors d’une boîte de raccordement de petite puissance (Figure 1C), le matériel de batterie auxiliaire comprend un pouvoir séparateur boîte et phase shifter (Figure 1D) et une boîte d’interface de Tx/Rx (Figure 1e) pour chacune des deux sections de bobine RF qui sera placé au-dessous et au-dessus de l’objet. La plus grande partie, il reçoit le local transmission électronique, ce qui est nécessaire pour l’excitation de signal à 7 Tesla, puisque le corps traditionnel birdcage bobines comme couramment utilisés à 1,5 T et 3,0 T ne sont pas disponible.
  2. Placez le matériel supplémentaire de bobine RF à l’extrémité supérieure de la table patiente tel qu’indiqué dans la Figure 1 b et lier les cases individuelles ainsi que les câbles de la baïonnette Neill-Concelman (BNC). Depuis la distance que la patiente table peut être branchée dans l’IRM alésage est limité, faire en sorte de laisser suffisamment d’espace sur la table de patients pour l’infrastructure de la bobine garantir que cœur du sujet peut être positionné avec le centre de la bobine à l’isocenter de l’aimant.
  3. Reliez les boîtes d’interface Tx/Rx aux prises quatre bobines sur la table du patiente.
  4. Placer le centre du tableau postérieures bobine 147 cm de l’extrémité supérieure de la table du patiente (Figure 1 b). Ce spot définit où le réseau de bobines postérieur doit être placé pour s’assurer que le cœur du sujet est à l’isocenter de l’aimant si la table patiente est conduite au maximum dans l’alésage. Le placement sur place bobine prédéfini est essentiel assurer un fonctionnement optimal. Déterminer la position optimale du tableau postérieures bobine ainsi que le positionnement de l’équipement auxiliaire dans des essais préliminaires, y compris plusieurs volontaires de taille différente.
  5. Connecter les quatre câbles du tableau bobine postérieure dans les prises appropriées de la boîte d’interface de Tx/Rx pour le tableau postérieur.
  6. Connecter les quatre modules du tableau antérieur bobine avec le boîtier d’interface Tx/Rx pour le tableau en haut de la page et retourner le tableau sur l’équipement de batterie auxiliaire permettant de sujet de positionnement.
  7. Fixer les trois électrodes ECG sur le corps du sujet. Suivez les instructions du vendeur pour le placement des électrodes assurer un fonctionnement optimal de l’algorithme de déclenchement du système.
  8. Placer le sujet sur la table du patiente (Figure 1f). Critique, assurez-vous que le cœur du sujet se trouve central sur le postérieur de la bobine afin de garantir la numérisation au sein de l’isocenter de l’aimant. Comme, selon la hauteur du sujet, la tête devra être placé sur les connecteurs de boîte de bobine/interface, posez les câbles soigneusement et rembourrage approprié pour assurer le confort et le respect du sujet.
  9. Branchez l’appareil de détente aux électrodes ECG.
  10. Fixer le dispositif de déclenchement impulsions à index du sujet. Utiliser ce deuxième dispositif de déclenchement en cas de graves distorsions du signal ECG introduite par l’effet de la MHD.
  11. Main la sécurité squeeze ball aux sujets.
  12. Équiper le sujet avec les casques et écouteurs pour réduire l’exposition au bruit et à permettre la communication avec le sujet.
  13. Placez la bande antérieure sur la poitrine du sujet, tels que les câbles qui relient aux prises E-F et G-H sont trouvent à droite et à gauche de la tête du sujet, respectivement.
  14. Conduire le sujet dans l’alésage du scanneur. Effectuer manuellement la conduite, puis assurez-vous que le bouton de vitesse des contrôles table est dans la position d’arrêt pour garantir la sécurité du sujet pendant le processus de conduite. Ne pas utiliser que le mode automatique est restreinte par le matériel de numérisation que la vitesse variable tableau dans ce mode est optimisée pour neuro imagerie et la distance de que la table peut être pilotée automatiquement dans l’alésage.
  15. Vérifiez si la communication à ce sujet par l’intermédiaire de l’interphone est possible et si le sujet ne se sent bien.
  16. M. formation image
    1. Radiophare d’alignement de base exécution (scout) scanne le long des trois axes gradients physiques pour la planification de la tranche et B0-calage.
    2. Utiliser un déclenchement ECG rapide faible angle tourné la séquence (FLASH) avec les paramètres d’acquisition suivants : champ de vision (FOV) = 400 mm, matrice = 192 x 144, tranches par l’axe de dégradé = 1, épaisseur = 8 mm, echo des temps (TE) = 1.24, temps de répétition (TR) = 298 ms, angle de flip = 10°.
    3. Appliquer une IRM parallèle avec facteur d’accélération = 2, lignes de référence = 24 et généralisé la reconstruction de radiomètre acquisitions partiellement parallèle (GRAPPA).
    4. Les images d’alignement de piste permet de vérifier que le cœur du sujet est positionné dans l’isocenter de l’aimant. Repositionner l’objet si nécessaire.
  17. 3rd commander B0-calage
    1. Ouvrez l’outil de cale de l’ordre de 3rd (Figure 2 a) et réinitialiser tous les 3rd des courants ordre shim (Figure 2 b).
    2. Prescrire le volume de cale pour calage approprié dans une région couvrant le coeur (Figure 2C).
    3. Exécuter qu'un flux avancé non déclencheur compensée séquence 2D écho multiple FLASH shim pour le calcul des courants de shim ordre 3rd . Utilisez les paramètres suivants : FOV = 400 x 400 mm, matrice = 80 x 80, tranches = 64, épaisseur = 5. 0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, angle de flip = facteur d’accélération de 20 °, IRM parallèle (GRAPPA), = 2, lignes de référence = 24.
    4. Pour calculer et appliquer les 3 courants de shim de commanderd , ouvrir le protocole suivant et copiez le volume de cale susmentionné. Exécutez le programme SetShim dans le menu de démarrage (Figure 2 a). Ensuite, ouvrez la fenêtre de Réglage manuel dans le menu Options (Figure 2d). Dans l’onglet 3D Shim , cliquez sur calculer | Appliquer pour définir les courants de shim pour l’ordre de 2nd (Figure 2e). Enfin, définissez les courants de la cale en cliquant Shim_3rd défini dans l’outil de cale de l’ordre de 3rd (Figure 2 b).
    5. Fermez la fenêtre de Réglage manuel . Garder le volume de cale et les courants de cale fixés durant le reste de l’examen. Notez que la procédure de calage peut être hautement système spécifique.
  18. Acquérir davantage aux localisateurs pour appuyer la planification oblique double tranche. Sauf indication contraire, utiliser une respiration qui s’est tenue et la séquence FLASH 2D déclenchés par ECG avec les paramètres suivants pour toutes les mesures d’alignement de piste : FOV = 360 x 290 mm, matrice = 256 x 206, épaisseur = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, angle de flip = 35 °, IRM parallèle (GRAPPA), accelera tion de facteur : 2 lignes de référence : 24. Demander au patient de retenez votre souffle en expiration. Employer la grande élévation flip ou utilisent un protocole de cine segmenté (voir ci-dessous) pour obtenir le contraste amélioré.
    1. Acquérir le localizer (1 tranche) de la chambre 2, planifiée perpendiculaire sur le scout axiaux parallèle à la paroi septale (Figure 3 a).
    2. Acquérir la perpendiculaire d’alignement de piste (1 tranche), prévue de 4 chambre sur la tranche de radiophare d’alignement de 2 chambre à travers la valve mitrale et l’apex du ventricule gauche (Figure 3 b).
    3. Acquérir le localisateur d’axe court (7 tranches, FOV = 360 x 330 mm) planifiée perpendiculaire sur le loc 4 chambre parallèle à la valve mitrale et perpendiculaire à la paroi septale (Figure 3C).
  19. Effectuer les acquisitions de CINE. Utiliser une respiration haute résolution tenue déclenchés par ECG segmenté 2D séquence FLASH avec les paramètres suivants : FOV = 360 x 270 mm, matrice = 256 x 192/264 x 352, épaisseur = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, angle de flip = segments de 35 à 55 °, = 7, MRI (GRAPPA), fa d’accélération en parallèle ctor = 2/3, résolution temporelle = 42.6/44.3 ms.
    1. Commencer par la vue de 4 chambre ventriculaire gauche (axe horizontal de la longueur, HLA) tranches. Plan de la tranche centrale à travers le centre de la mitrale et tricuspide vannes et l’apex du ventricule gauche (Figure 3d). Acquérir chaque tranche dans une cale de souffle individuel en expiration.
    2. Ensuite, acquérir les tranches d’axe court ventriculaire gauche. Planifier leur perpendiculaire à l’HLA et parallèlement à la valve mitrale, afin qu’elle recouvre le ventricule gauche ensemble depuis la base jusqu’au sommet (Figure 3e). Afin d’assurer le test de fonctionnement précise, positionnez la première tranche précisément aux insertions de feuillet de valvule mitrale, afin que le centre de la tranche est dans le ventricule. Encore une fois, acquérir chaque tranche dans une cale de souffle individuel en expiration.

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Representative Results

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Résultats représentatifs des examens de CINE cardiaques dérivés de bénévoles sont représentés dans la Figure 4. Diastoliques et systoliques délais d’axe court et un long axe de quatre chambres de vues du cœur humain, est indiqué. La résolution spatiale beaucoup plus élevée pour les vues d’axe court (Figure 4 a, 4 b, 4e, 4f) par rapport à l’opinion de l’axe le plus long (Figure 4C, 4D, 4 g, 4 h) est clairement visible. En court et long des tranches d’axe, les images offrent un grand contraste de signal-bruit et sang-myocarde pour délimiter clairement les parois myocardiques, même lorsque vous employez une épaisseur de tranche mince comme 4 millimètres. Le régime d’accélération d’imagerie parallèles indépendants reconstruit des images avec une qualité d’image élevée et sans amélioration évidente de bruit.

En raison de la défaillance de reconnaissance d’onde R de l’ECG, pouls axée sur l’oxymétrie déclenchement a été utilisé pour l’acquisition de l’image sur la droite (Figure 4e-4 h). La gigue dans le pic de signal d’oxymétrie de pouls induite par les artefacts de mouvement mineures qui ont été prononcés pendant les périodes de contraction cardiaque et la relaxation en surbrillance dans la vue d’axe long illustrée à la Figure 4 h (flèche rouge). Vides de signal en raison des interférences destructrices dans le domaine de la transmission sont marqués par des flèches jaunes.

Des signaux ECG typiques obtenus dans un seul canal de l’appareil de détente chez un sujet sain sont représentés dans la Figure 5. Si l'on compare le signal ECG acquis à l’extérieur de l’aimant alésage (Figure 5 a) à celui obtenu avec l’objet placé à l’isocenter de l’aimant (Figure 5 b), des différences importantes se manifestent. Dans le très haut champ magnétique, le signal ECG est gravement endommagé par l’effet de la MHD. Le phénomène indésirable provient de l’interaction entre le sang liquide conducteur avec le champ magnétique externe. Il induit un champ électrique déformant, superposant les champs de dépolarisation du c ur et corrompt ainsi le signal capté par ECG électrodes sur la peau du sujet. L’effet de MHD s’ajuste sur B0 et est particulièrement marquée au cours des phases cardiaques systolique débit aortique, c’est pourquoi principalement le segment S-T du signal ECG est affecté. Bien que les ondes du signal ECG R ne sont généralement pas directement touché, il peut nuire à la synchronisation de R-vague reconnaissance et cardiaque. Il convient de noter que, en raison de la distorsion du signal ECG, signaux ECG obtenus en présence de champs magnétiques élevés ne peuvent servir comme un indicateur de l’état d’urgence patient. Un signal d’impulsion représentatives obtenu à l’intérieur de l’alésage de l’aimant est affiché dans la Figure 5 c. Le signal d’impulsion n’est pas affecté par le champ magnétique. Le retard de l’onde du pouls à l’onde R à 0 ms, qui peuvent introduire des artefacts, est clairement visible.

Figure 1
Figure 1 : Montage expérimental et des éléments des 32 canal cardiaque bobine de Tx/Rx et bobine matériel. (a, b) Le matériel auxiliaire se compose de 7 boîtes de matériel et la connexion des câbles BNC est placé à l’extrémité supérieure de la table patiente afin de fournit autant d’espace que possible pour sujet de positionnement. Les partie postérieure et antérieure spiralés sont connectés avec huit câbles vers les zones de l’interface. Pour le système à portée de main, le réseau de bobines postérieur est placé pas plus loin que 1470 mm de l’extrémité supérieure de la table, pour assurer le positionnement du coeur à l’isocenter de l’aimant. (c) boîte de raccordement de puissance petit. d un diviseur de puissance et de déphaseur boîte de chacun pour le réseau de bobines postérieure et antérieure. e tableau en spirale boîtes interface Tx/Rx pour antérieur (haut) et postérieur (en bas). Orange et noirs les flèches en pointillés indiquent la transmission (Tx) et reçoivent les voies de signalisation (Rx). (f) objet placé sur le réseau de bobines postérieure. La tête repose sur un coussin sur les connecteurs de 8 bobine. Le spot de bobine prédéfinis est marqué avec une étiquette rouge. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 2
Figure 2 : 3rd commander calage en utilisant les outils systèmes de réglage et shim. b menu démarrer avec des boutons pour l’outil « 3rd cale de commande » et « set shim » programme. (b) « outil cale de commande 3rd ». (c) le positionnement de la région de réglage sur le cœur. (d) à partir l’outil « Ajustements » dans le menu « Options ». (e) « outil ajustements » avec boutons pour calculer et appliquer les 2nd ordre shim des courants dans l’onglet « 3D cale » s’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 3
Figure 3 : Tranche de planification pour l’imagerie cardiaque CINE. b la planification de la perpendiculaire de l’alignement de piste 2-chambre sur base loc. (b) projette de perpendiculaire loc chambre 4 chambre 2 loc (c) l’intention d’alignement d’axe court loc chambre 2 (à gauche) et perpendiculaire sur loc chambre 4 (à droite). d planification de gauche perpendiculaire de vue 4 chambre ventriculaire sur loc axe court (à gauche) et sur loc chambre 2 (à droite). (e) planification d’axe court ventriculaire gauche tranches sur vue 4 chambre ventriculaire gauche (à gauche) et 2 chambre localisateur (à droite).

Figure 4
Figure 4 : Des résultats représentatifs de l’imagerie cardiaque de CINE haute résolution chez deux sujets à l’aide d’ECG déclenchant (a à d) et impulsion de déclenchement (e-h). (a, e) Télédiastolique délais d’exécution d’une tranche de milieu-ventriculaire axe court acquis avec une résolution spatiale de 1,0 x 1,0 x 4 mm3. (b, f) Délais télésystolique correspondantes. (c, g) Télédiastolique délais d’exécution d’une tranche de l’axe horizontal de la longueur. (d, h) Délais télésystolique correspondantes. Abandons de signal causées par RF champ non-uniformites sont marqués par des flèches jaunes. Erreurs de détente légère causés par la latence de l’onde du pouls sont représentés selon l’axe le plus long de l’analyse d’impulsions déclenchées (flèche rouge). S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 5
Figure 5 : Signaux ECG représentatives obtenues à l’extérieur et l’intérieur de l’aimant portent à 7 Tesla. a alésage de signal ECG obtenu dans les deux canaux (rouge, bleu) de l’appareil de déclenchement ECG à l’extérieur de l’aimant. La vague-R peut être clairement distinguée. Déclencher des événements sont délimités en vert. (b) alésage de signal ECG obtenu à l’isocenter de l’aimant de 7 Tesla. L’effet de MHD affecte clairement le signal ECG et en particulier l’élément de S-T du signal ECG. Les fluctuations du signal fort peuvent conduire au déclenchement mal. (c) représentant impulsion obtenue à l’isocenter de l’aimant de 7 Tesla alésage pour comparaison. Le signal d’impulsion n’est pas affecté par le champ magnétique. Notez que l’onde du pouls est retardé en ce qui concerne la R onde ECG. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

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Discussion

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Les examens de CMR fonctionnelles pourraient être réalisés avec succès à 7 Tesla. Selon l’intensité de champ piloté par gain SNR, images CINE du cœur humain pouvaient être acquise avec une résolution spatiale beaucoup plus élevée par rapport à 1,5 ou 3 T. Alors qu’une épaisseur de tranche de 6 à 8 mm et dans le plan bord voxel longueurs de 1,2 à 2,0 mm sont couramment utilisés à plus faible champ clinique points forts1,30, les mesures à 7 Tesla pourrait être réalisée avec une épaisseur de tranche de 4 mm et une isotrope résolution dans le plan de 1,0 mm.

Les résultats obtenus à 7 Tesla sont prometteurs. La qualité d’image est comparable à celle obtenue à 1,5 T ou 3 T bien que B1+ calage n’a été effectué et la surcharge expérimentale a été réduite au minimum afin de faciliter la fois examen cliniquement acceptables pour la quantification de la chambre cardiaque. Parfois une qualité d’image était un peu affaiblie par des vides de signal causées par focal RF champ non-uniformites. Dans ces cas, l’utilisation de B1+ calage, qui est disponible par le biais de techniques de transmission en parallèle pourrait être bénéfique. Alors que cette approche est tentant et se profilent à l’horizon des applications cliniques requiere plus amples considérations sur la gestion de signal d’absorption rate (SAR).

Du côté de déclenchement, le signal ECG était parfois sévèrement endommagé par l’effet de MHD afin que la synchronisation de l’acquisition d’images avec l’activité cardiaque devait être effectué à l’aide de l’impulsion de déclenchement approche. Lorsque vous utilisez le déclencheur d’impulsion, légère altération de la qualité d’image CINE peut se produire. Cette déficience est causée par le temps, que le déclencheur d’impulsion est retardé dans le respect de la R-vague de l’ECG. Les variations et la gigue dans le signal de déclenchement de l’impulsion peuvent aller jusqu'à 60 millisecondes. Ce phénomène peut conduire au déclenchement mal et courent le risque d’introduction cardiaque mouvement induit flou dans les images reconstruites. Comme démontrée récemment, précise synchronisation cardiaque à 7 Tesla est possible en exploitant pleinement les capacités techniques des dispositifs de déclenchement disponible et à l’aide de state-of-the art déclencheur algorithmes19,24. En outre, l’utilisation de solutions alternatives de déclenchement31,32,33 peut également fournir une bonne base pour synchronisé d’imagerie.

Numérisation à ultra haut-champ est livré avec une demande sensiblement accrue du matériel. En particulier, les préparations de scan sont plus complexes par rapport aux intensités de champ inférieures. Cela peut être attribuée à l’usage des équipements auxiliaires de RF bobine en raison de l’absence d’une bobine de corps qui est intégrée dans les scanners cliniques. Sujet de positionnement nécessite plus soins contre que l’installation clinique systématique à une plus faible intensité, depuis non seulement le confort de l’objet, mais aussi la position de la bobine à l’égard de la table doit être pris en compte. Cette limitation est liée à la conception et les fonctionnalités des tables patients d’aujourd'hui pour 7 Tesla MRI, mais devrait être corrigé avec le déménagement en cours de la prochaine génération de systèmes d’IRM 7 Tesla. Récemment encore, le premier système 7 Tesla MRI a été approuvé pour l’usage clinique pour des applications spécifiques aux USA et en Europe. Frais généraux expérimentale est également introduite par l’effet de MHD qui peut nuire gravement à la reconnaissance de l’onde R. Pour assurer une bonne synchronisation cardiaque, une préparation minutieuse sujet, un placement des électrodes ECG précis en plus un étalonnage précis de l’algorithme de déclenchement ECG sont requis24. Dans certains cas, il pourrait s’avérer nécessaire de repositionner des électrodes ECG après avoir déplacé le sujet dans l’alésage. Aussi, pour assurer la poursuite de l’examen en présence de graves déficiences de déclenchement ECG, il est conseillé pour fixer l’appareil à déclenchement impulsions à l’objet. Comme alternative au déclenchement ECG, acoustique déclenchant31 peut-être être utilisé, qui est insensible aux effets de la MHD et s’est avéré supérieur au déclenchement de l’impulsion. Si ces considérations et les mesures sont soigneusement inclus dans les examens fonctionnels de CMR à 7 Tesla, le workflow et la durée des mesures de CINE cardiaques à ultra-haute champs est semblable à celle de l’intensité des champs cliniques.

L’utilisation croissante des systèmes ultra haut champ en recherche translationnelle fera progresser les fonctionnalités du CMR pour l’évaluation des maladies cardiovasculaires. Progrès technologiques tels que l’amélioration RF bobine technologie ou multi-transmettre M. systèmes permettra de réduire la surcharge expérimentale actuelle et rationaliser les préparations scan supplémentaire et opérations de calage. Dans ce contexte, une attention validation des applications nouveau champ ultra-haute CMR contre les applications bien établies de CMR à 1,5 T ou 3 T sera indispensable.

Cette étude démontre que les examens fonctionnels de CMR peuvent être menées à bien à 7 Tesla. L’intensité de champ conduit gain SNR à très haut champ permet pour les acquisitions de CINE avec très hautes résolutions spatiales. Par rapport à des intensités de champ clinique de 1,5 ou 3 Tesla, la résolution spatiale peut être augmentée par un facteur de 3 à 4. Les frais généraux nécessaires pour relever les défis techniques divers expérimental peut être réduit au minimum. Ces résultats ainsi que les développements technologiques futurs serviront de base pour les explorations dans des applications plus avancées telles que la caractérisation tissulaire myocardique, imagerie métabolique ou l’imagerie de la microstructure.

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Disclosures

Kieran O'Brien et Jonathan Richer sont employés par Siemens Ltd Australie. Jan Rieger et Thoralf Niendorf sont les fondateurs de l’IRM. OUTILS GmbH, Berlin, Allemagne. Jan Rieger était CTO et un employé de l’IRM. OUTILS GmbH. Thoralf Niendorf est CEO de MRI. OUTILS GmbH.

Acknowledgments

Les auteurs remercient les installations et l’assistance scientifique et technique de l’installation d’imagerie nationale au Centre d’imagerie de pointe, Université du Queensland. Nous tenons également à remercier Graham Galloway et Ian Brereton pour leur aide afin d’obtenir une subvention CAESIE pour 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

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Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla
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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

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