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Medicine

Risonanza magnetica cardiaca a 7 Tesla

doi: 10.3791/55853 Published: January 6, 2019

Summary

Il guadagno di sensibilità intrinseca alla risonanza magnetica ultraelevata campo tiene la promessa per l'imaging ad alta risoluzione spaziale del cuore. Qui, descriviamo un protocollo personalizzato per funzionale a risonanza magnetica cardiovascolare (CMR) a 7 Tesla utilizzando un'avanzato multi-canale radio-frequenza bobina, spessoramento del campo magnetico e un concetto d'avviamento.

Abstract

CMR ad un ultra-alto campo (campo magnetico B0 ≥ 7 Tesla) beneficia il vantaggio del rapporto segnale-rumore (SNR) inerente alle più alte resistenze del campo magnetico e potenzialmente fornisce il segnale migliore contrasto e risoluzione spaziale. Mentre promettenti risultati sono stati raggiunti, ultra-alto campo CMR è difficile a causa di vincoli di deposizione di energia e fenomeni fisici come trasmissione campo non-uniformità e disomogeneità di campo magnetico. Inoltre, l'effetto magneto-idrodinamica rende difficile la sincronizzazione dell'acquisizione dei dati con il movimento cardiaco. Le sfide sono attualmente affrontate dalle esplorazioni nella tecnologia di romanzo a risonanza magnetica. Se tutti gli ostacoli possono essere superati, ultra-alto campo CMR può generare nuove opportunità di CMR funzionale, caratterizzazione di tessuto miocardico, microstruttura imaging o formazione immagine metabolica. Riconoscendo questo potenziale, mostriamo che tecnologia coil multi-canale radio frequenza (RF) su misura per CMR a 7 Tesla insieme al più alto ordine B0 spessoramento e un segnale di backup per triggering cardiaco facilita ad alta fedeltà CMR funzionale. Con la configurazione proposta, quantificazione camera cardiaca può essere realizzato in tempi di esame simili a quelli realizzati a bassa intensità di campo. Per condividere questa esperienza e per sostenere la diffusione di questo know-how, questo lavoro descrive la nostra installazione e protocollo su misura per CMR funzionale alle 7 Tesla.

Introduction

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A risonanza magnetica cardiovascolare (CMR) è di comprovato valore clinico con una gamma crescente di indicazioni cliniche1,2. In particolare, la valutazione della morfologia cardiaca e funzione è di grande rilevanza e tipicamente realizzato da rilevamento e visualizzazione che il movimento del cuore durante l'intero ciclo cardiaco utilizzando segmentato (alito-tenuta bidimensionale (2D) cinematograpic Tecniche di imaging CINE). Mentre un alta risoluzione spazio-temporale e sangue-miocardio alto contrasto elevato rapporto segnale-rumore (SNR) sono richiesti, l'acquisizione di dati altamente è vincolato tramite il movimento cardiaco e respiratorio e l'uso di più respiro-stive, nonché la necessità per tutto il cuore o ventricolare sinistra copertura conduce spesso ai tempi di scansione completa. Imaging parallelo, la formazione immagine simultanea multi-slice o altre tecniche di aiutano ad per affrontare il movimento di accelerazione relativi vincoli3,4,5,6.

Inoltre, di beneficiare di guadagno il SNR inerente alle più alti campi magnetici, sistemi ad alto campo con B0 = 3 Tesla sono sempre più impiegati nella routine clinica7,8. Lo sviluppo ha anche incoraggiato le indagini in ultra-alto campo (B0≥ 7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. L'aumento di contrasto SNR e sangue-miocardio inerente alla resistenza del campo superiore mantiene la promessa di essere trasferibili in avanzata CMR funzionali utilizzando una risoluzione spaziale che supera i limiti15,16, oggi 17. A sua volta, nuove possibilità per la risonanza magnetica (MR) basato caratterizzazione del tessuto miocardico, formazione immagine metabolica e microstruttura imaging sono attesi13. Finora, i diversi gruppi hanno dimostrato la fattibilità della CMR a 7 Tesla e specificamente su misura campo ultra-alta tecnologia è stato introdotto17,18,19,20, 21,22. Per quanto riguarda questi sviluppi promettenti, il potenziale di ultra-alto campo che CMR può essere considerato ancora non sfruttato13. Allo stesso tempo, fenomeni fisici e gli ostacoli pratici come disomogeneità di campo magnetico, radio frequenza (RF) eccitazione campo non-uniformità, manufatti fuori risonanza, effetti dielettrici, localizzata dei tessuti riscaldamento e resistenza del campo i vincoli indipendenti di deposizione di potenza RF fare imaging ad ultra-alto campo impegnativo10,17. Questi ultimi sono impiegati per controllare il riscaldamento del tessuto RF indotta e per garantire un funzionamento sicuro. Inoltre, elettrocardiogramma (ECG) basata di attivazione può essere significativamente influenzata dal23,19,di effetto magneto-idrodinamica (MHD)24. Per affrontare le sfide indotte dalla lunghezza d'onda corta in tessuto, matrici di bobina RF ricetrasmettitore molti elementi su misura per CMR a 7 Tesla erano proposti21,25,26,27. Trasmissione di RF parallela fornisce mezzi per campo di trasmissione che modella, noto anche come B1+ spessoramento, che permette di ridurre il campo magnetico disomogeneità e suscettibilità manufatti18,28. Mentre allo stato attuale, alcune di queste misure potrebbe aumentare la complessità sperimentale, i concetti hanno dimostrato utili e possono essere tradotta per i punti di forza di campo clinico di CMR 1,5 T o T. 3

Attualmente, 2D stazionario equilibrato precessione libera (bSSFP) CINE imaging è lo standard di riferimento per CMR clinico funzionale a 1.5 T e 3 T1. Recentemente, la sequenza è stata impiegata con successo a 7 Tesla, ma un gran numero di sfide rimanga19. Paziente specifico B1+ spessoramento e regolazioni di bobina RF supplementare sono state applicate per gestire i vincoli di deposizione di potenza RF e attenta B0 spessoramento è stato effettuato per controllare la sequenza tipica della fascia di artefatti. Con un tempo di scansione medio di 93 minuti per valutazione di funzione ventricolare sinistra (LV), gli sforzi prolungati i tempi di esame oltre limiti clinicamente accettabili. Qui, sequenze di eco di pendenza viziato forniscono una valida alternativa. A 7 Tesla, tempi di esame totale di min (29 ± 5) per la valutazione di funzione di LV sono stati segnalati, che corrisponde anche a protocolli di imaging clinici a bassa forza di campo21. Quindi, Eco di pendenza viziato basato beneficia CMR i prolungato T1 tempi di rilassamento ad ultra-alto campo che si traducono in un contrasto maggiore sangue-miocardio superiore a formazione immagine di eco di pendenza a 1,5 T. Questo rende sottili strutture anatomiche come il pericardio, la mitrale e tricuspid valvole nonché i muscoli papillari ben identificabili. È, quantificazione di camera cardiaca di eco di pendenza viziato basato a 7 Tesla concorda strettamente con LV parametri derivati da formazione immagine di CINE bSSFP 2D a 1,5 T20. A parte questo, quantificazione accurata delle camera ventricolare di destra (RV) è stato recentemente dimostrato fattibile usare una risoluzione alta viziati sequenza di eco di pendenza a 7 Tesla29.

Riconoscendo le sfide e le opportunità della CMR ad ultra-alto campo, questo lavoro presenta un protocollo personalizzato per acquisizioni di CMR funzionale su scanner di ricerca 7 Tesla in fase di sperimentazione e installazione. Il protocollo delinea i fondamenti tecnici, spettacoli come impedimenti possono essere superate e fornisce considerazioni pratiche che aiutano a mantenere il sovraccarico aggiuntivo sperimentale al minimo. Proposta di protocollo imaging costituisce un miglioramento quadruplo in risoluzione spaziale contro pratica clinica di oggi. Esso intende fornire una linea guida per adattatori clinici, medico scienziati, ricercatori traslazionali, esperti di applicazioni, signor radiologi, tecnologi e nuovi operatori nel campo.

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Protocol

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Lo studio è approvato dal comitato etico dell'Università del Queensland, il Queensland, l'Australia e il consenso informato è stato ottenuto da tutti i soggetti inclusi nello studio.

1. soggetti

  1. Reclutare volontari soggetti di età superiore a 18 anni internamente presso la University of Queensland.
  2. Consenso informato
    1. Informare ciascun soggetto sui potenziali rischi di subire l'esame prima di entrare nella zona di sicurezza di risonanza magnetica (MRI). In particolare, di discutere l'esposizione di ultra-alto campo magnetico e le possibili controindicazioni destinati a subire un esame di MRI. Informare il soggetto che partecipa all'esame è volontaria e che in ogni momento lui/lei può interrompere l'esame. Ottenere il consenso informato per iscritto.
    2. Spiegare la procedura al partecipante. Dal momento che la formazione immagine è effettuata durante respiro tenere alla scadenza di fine e coerente apnea è parte integrante della qualità d'immagine, allenatore il soggetto sulla respirazione tecnica prima della scansione.
    3. Eseguire lo screening di sicurezza del signor su tutti gli argomenti prima di entrare nella zona di sicurezza di MRI nella scrittura ed ancora prima di entrare nella stanza dello scanner. Escludere i soggetti con controindicazioni destinati a subire un esame di MRI (per esempio, pacemaker, defibrillatori impiantati, altre protesi mediche non sicure o claustrofobia).
  3. Chiedere al soggetto di cambiare in scrub prima di entrare nella stanza dello scanner.

2. preparazione

  1. Impostare l'hardware aggiuntivo richiesto per fare funzionare il 32 canale dedicato 1H cardiaca ricetrasmettitore (Tx/Rx) RF bobina26 sul tavolo paziente come indicato in Figura 1a e b. A parte una scatola di splitter di piccola potenza (Figura 1C), l'apparecchiatura di serpentino ausiliario comprende uno splitter scatola di alimentazione e scatola del cambio di fase (Figura 1D) e una scatola di interfaccia di Tx/Rx (Figura 1e) per ciascuna delle due sezioni della bobina RF che sarà collocato di sotto e sopra il soggetto. La maggior parte può ospitare il locale trasmissione elettronica, che è necessaria per l'eccitazione del segnale a 7 Tesla, poiché corpo tradizionale birdcage bobine come comunemente impiegate a 1.5 T e 3.0 T non sono disponibile.
  2. Inserire l'hardware aggiuntivo della bobina RF all'estremità superiore del tavolo paziente come indicato in Figura 1b e collegare le singole caselle insieme ai cavi di Bayonet Neill-Concelman (BNC). Poiché la distanza che la tabella paziente possa essere guidata in MRI foro è limitato, assicurarsi di lasciare sufficiente spazio sul tavolo paziente per l'infrastruttura di bobina per garantire che il cuore del soggetto può essere posizionato con il centro della bobina presso isocenter di il magnete.
  3. Collegare le caselle di interfaccia di Tx/Rx per le spine di quattro bobina sul tavolo paziente.
  4. Posizionare il centro della matrice bobina posteriore 147 cm dall'estremità superiore del tavolo paziente (Figura 1b). Questo posto definisce dove la matrice di bobina posteriore deve essere posizionato per verificare che cuore del soggetto presso isocenter del magnete nel caso in cui la tabella paziente è guidata al massimo nel foro. Il posizionamento sul posto bobina predefiniti è fondamentale, per garantire un funzionamento ottimale. Determinare la posizione ottimale della matrice bobina posteriore così come il posizionamento delle apparecchiature ausiliarie nei test preliminari, tra cui diversi volontari di altezza differenti del corpo.
  5. Collegare i quattro cavi della matrice bobina posteriore prese appropriate della finestra di interfaccia Tx/Rx per la matrice posteriore.
  6. Collegare i quattro moduli della matrice anteriore bobina sono con la scatola di interfaccia di Tx/Rx per la matrice superiore e capovolgere la matrice sopra l'apparecchiatura di serpentino ausiliario per consentire per il posizionamento del soggetto.
  7. Collegare i tre elettrodi dell'ECG al corpo del soggetto. Seguire le istruzioni del fornitore per il posizionamento degli elettrodi garantire un funzionamento ottimale dell'algoritmo di innesco del sistema.
  8. Posizionare il soggetto sul tavolo paziente (Figura 1f). Criticamente, assicurarsi che il cuore del soggetto è posizionato centrale alla bobina posteriore al fine di garantire la scansione all'interno isocenter del magnete. Come, a seconda dell'altezza del soggetto, la testa dovrà essere posizionato sopra i connettori scatola bobina/interfaccia, posizionare i cavi con cura e uso appropriato di ammortizzazione per garantire comfort e rispetto del soggetto.
  9. Collegare il dispositivo di innesco agli elettrodi ECG.
  10. Collegare il dispositivo di innesco impulso al dito indice del soggetto. Utilizzare questo secondo dispositivo per l'avviamento in caso di gravi distorsioni del segnale ECG introdotto dall'effetto di MHD.
  11. Mano la sicurezza spremere palla ai soggetti.
  12. Dotare il soggetto di cuffie e auricolari per ridurre l'esposizione al rumore e per consentire la comunicazione con il soggetto.
  13. Posizionare la bobina anteriore sul petto del soggetto, tale che i cavi che collegano ai tasselli ad E-F e G-H si trovano a destra e a sinistra della testa del soggetto, rispettivamente.
  14. Guidare il soggetto nel foro dello scanner. Eseguire manualmente l'operazione di guida e assicurarsi che il pulsante della velocità dei controlli tabella sia in posizione off per garantire la sicurezza del soggetto durante il processo di guida. Non utilizzare che la modalità automatica come la velocità variabile tabella in questa modalità è ottimizzata per neuro imaging e la distanza che della tabella possa essere guidata automaticamente nel foro è limitata dall'hardware dello scanner.
  15. Verifica se la comunicazione al soggetto attraverso l'interfono è possibile e se il soggetto si sente bene.
  16. RISONANZA magnetica
    1. Esecuzione base localizzatore (scout) esegue la scansione lungo i tre assi fisici gradienti per la sezione pianificazione e B0-spessoramento.
    2. Utilizzare un ECG-innescato veloce basso angolo girato sequenza (FLASH) con i seguenti parametri di acquisizione: campo visivo (FOV) = 400 mm, matrice = 192 x 144, fette per asse delle sfumature = 1, spessore = 8 mm, echo tempo (TE) = 1,24, tempo di ripetizione (TR) = 298 ms, flip angle = 10°.
    3. Applicare parallelo MRI con fattore di accelerazione = 2, linee di riferimento = 24 ed ha generalizzato la ricostruzione di autocalibrating parzialmente parallelo acquisizioni (GRAPPA).
    4. Utilizzare le immagini di localizzatore per verificare che il cuore del soggetto è posizionato nella isocenter del magnete. Se necessario, riposizionare il soggetto.
  17. ordine 3rd B0-spessoramento
    1. Aprire lo strumento di shim di ordine 3rd (Figura 2a) e reimpostare tutte le 3rd ordine shim le correnti (Figura 2b).
    2. Prescrivere il volume di spessore adeguato spessoramento sopra una regione che copre il cuore (Figura 2C).
    3. Eseguire che un flusso avanzato non innescato compensata sequenza 2D multi-eco FLASH shim per il calcolo delle correnti di shim di ordinerd 3. Utilizzare i seguenti parametri: FOV = 400 x 400 mm, matrice = 80 x 80, fette = 64, spessore = 5,0 mm, TE1 = 3.06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, flip angle = 20 °, parallelo MRI (GRAPPA), fattore di accelerazione = 2, linee di riferimento = 24.
    4. Per calcolare e applicare le 3 correnti di shim ordinerd , aprire il protocollo successivo e copiare il volume suddetto shim. Eseguire il programma di SetShim nel menu start (Figura 2a). Successivamente, aprire la finestra di Regolazione manuale nel menu Opzioni (figura 2d). Nella scheda Shim 3D , fare clic su Calculate | Applicare per impostare le correnti di shim per l'ordine di 2nd (Figura 2e). Infine, è possibile impostare le correnti di shim facendo clic Shim_3rd impostare lo strumento di shim di ordine 3rd (Figura 2b).
    5. Chiudere la finestra di Regolazione manuale . Mantenere il volume di spessore e le correnti di spessore fissate per tutto il resto dell'esame. Si noti che la procedura di spessoramento può essere altamente specifico del sistema.
  18. Acquisire nuovi localizzatori per supportare double-obliquo fetta pianificazione. A meno che non diversamente specificato, utilizzare un respiro tenuto e sequenza FLASH 2D ECG-innescato con i seguenti parametri per tutte le misurazioni di localizzatore: FOV = 360 x 290 mm, matrice = 256 x 206, spessore = 6,0 mm, TE = 1,57, TR = 3,9 ms, flip angle = 35 °, parallelo MRI (GRAPPA), accelera zione fattore: 2, linee di riferimento: 24. Consigliare al paziente di trattenere il respiro in scadenza. Impiegano elevati angoli flip o utilizzare un protocollo di cine segmentato (Vedi sotto) per ottenere la migliore qualità di contrasto.
    1. Acquisire il localizzatore camera 2 (1 fetta), pianificato perpendicolare sul scout assiale parallelo alla parete settale (Figura 3a).
    2. Acquisire la perpendicolare di localizzatore (1 fetta), programmato 4 camera sulla fetta 2 vano localizzatore attraverso la valvola mitrale e l'apice del ventricolo sinistro (Figura 3b).
    3. Acquisire il localizzatore di asse corto (7 fette, FOV = 360 x 330 mm), pianificata perpendicolare sul localizzatore 4 camera parallelo alla valvola mitrale e perpendicolare alla parete settale (Figura 3C).
  19. Eseguire le acquisizioni di CINE. Uso un respiro di alta risoluzione tenuto ECG-innescato segmentato sequenza FLASH 2D con i seguenti parametri: FOV = 360 x 270 mm, matrice = 256 x 192/264 x 352, spessore = 4,0 mm, TE = 3.14, TR = 6,3 ms, flip angle = 35-55 °, segmenti = 7, MRI (GRAPPA), fa di accelerazione in parallelo ctor = 2/3, risoluzione temporale = 42.6/44.3 ms.
    1. Iniziare con la vista di 4 camera ventricolare sinistra (asse lungo orizzontale, HLA) fette. Pianificare la fetta centrale attraverso il centro della mitrale e tricuspid valvole e l'apice del ventricolo sinistro (figura 3d). Acquisire ogni fetta all'interno di una tenuta di respiro individuale in scadenza.
    2. Successivamente, acquisire le fette di asse corto ventricolare sinistro. Piano perpendicolare al HLA e parallelo alla valvola mitrale in modo che copra il ventricolo sinistro tutto dalla base all'apice (Figura 3e). Affinché la prova accurata di funzione, posizionare la prima fetta con precisione alle operazioni di inserimento foglio illustrativo della valvola mitrale, in modo che il centro della fetta è all'interno del ventricolo. Ancora una volta, acquisire ogni fetta all'interno di una tenuta di respiro individuale in scadenza.

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Representative Results

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Risultati rappresentativi di esami cardiaci CINE derivati da volontari sono rappresentati in Figura 4. Vengono mostrati diastoliche e sistolica tempi di asse corto e un asse lungo di quattro-alloggiamento viste del cuore umano. La risoluzione spaziale significativamente più alta per i panorami di asse corto (Figura 4a, 4b, 4e, 4f) rispetto alle viste asse lungo (Figura 4c, 4D, 4G, 4h) è chiaramente visibile. Sia breve che lungo fette di asse, le immagini forniscono un ampio contrasto segnale-rumore e sangue-miocardio per delineare chiaramente le pareti del miocardio, anche quando si impiegano uno spessore fetta più sottile 4 millimetri. Il lavoratore schema accelerazione imaging parallelo ricostruite le immagini con immagini di alta qualità e senza rumore cospicuo miglioramento.

A causa di errore di riconoscimento di onda R dell'ECG, impulso oximetry-basato innescando è stata utilizzata per le acquisizioni di immagine sulla destra (Figura 4e-4 h). Il jitter nel picco del segnale di impulso oximetry indotto da artefatti da movimento minori che sono stati pronunciati durante i periodi di contrazione cardiaca e relax come evidenziato nella visualizzazione asse lungo illustrata nella Figura 4 h (freccia rossa). Vuoti di segnale a causa di interferenze distruttive nel campo di trasmissione sono contrassegnati da frecce gialle.

Tipici segnali ECG ottenuti in un canale del dispositivo di innesco in un soggetto sano sono rappresentati in Figura 5. Quando si confrontano il segnale ECG acquisite di fuori del magnete del foro (Figura 5a) a quello ottenuto con il soggetto posizionato presso isocenter del magnete (Figura 5b), differenze significative diventare evidenti. All'interno del campo magnetico ultra-alto, il segnale ECG è gravemente danneggiato dall'effetto MHD. Il fenomeno negativo nasce dall'interazione tra il sangue fluido conduttivo con il campo magnetico esterno. Induce un campo elettrico distorsione sovrapponendo i campi di depolarizzazione del cuore e così corrompe il segnale captato elettrodi ECG sulla pelle del soggetto. L'effetto di MHD scale con B0 ed è particolarmente pronunciato nelle fasi cardiaca sistolico flusso aortico, ragion per cui è interessato principalmente il segmento S-T del segnale ECG. Anche se l'onda R del segnale ECG è in genere non direttamente interessato, può alterare la sincronizzazione di riconoscimento e cardiaco di onda R. È interessante nota che, a causa delle distorsioni del segnale ECG, segnali ECG ottenuti in presenza di alti campi magnetici non possono essere utilizzati come un indicatore di paziente condizione di emergenza. Un segnale di impulso rappresentativi ottenuto all'interno del foro del magnete viene visualizzato in Figura 5 c. Il segnale di impulso non è influenzato dal campo magnetico. Il ritardo dell'onda di impulso per l'onda R a 0 ms, che può introdurre artefatti, è chiaramente visibile.

Figure 1
Figura 1 : Canale cardiaca bobina di Tx/Rx e bobina hardware setup sperimentale ed elementi del 32. (a, b) L'hardware ausiliario costituito da 7 scatole di hardware e collegamento cavi BNC è posizionato all'estremità superiore della tabella paziente in ordine fornisce quanto più spazio possibile per il posizionamento del soggetto. Gli elementi anteriori e posteriori della bobina sono collegati con otto cavi per le finestre di interfaccia. Per il sistema a portata di mano, la matrice di bobina posteriore è inserita no ulteriore di 1470 mm dall'estremità superiore della tabella, per assicurare il posizionamento del cuore presso isocenter del magnete. (c) splitter scatola di potenza piccolo. (d) un power-splitter e Sfasatore casella ciascuno per la matrice di bobina anteriori e posteriori. (e) finestre di interfaccia Tx/Rx per l'anteriore (superiore) e posteriore (in basso) della bobina di matrice. Arancione e nere le frecce tratteggiate indicano la trasmissione (Tx) e ricevano vie di segnale (Rx). (f) soggetto posizionato sull'array bobina posteriore. La testa poggia su un cuscino sui connettori 8 bobina. Lo spot di bobina predefiniti è contrassegnato con un'etichetta rossa. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 2
Figura 2 : 3rd ordine di spessoramento utilizzando gli strumenti di regolazione e shim sistemi. (a) start menu con pulsanti per lo strumento di "shim di ordine 3rd" e "impostare shim" programma. (b) "strumento shim di ordine 3rd" . (c) posizionamento della regione regolazione sopra il cuore. (d) a partire lo strumento "Regolazioni" dal menu "Opzioni". (e) "strumento Regolazioni" con pulsanti per calcolare e applicare le correnti di shim di ordinend 2 nella scheda "3D shim" Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 3
Figura 3 : Affettare pianificazione per imaging cardiaco CINE. (a) pianificazione della linea perpendicolare 2-camera Localizzatore su base localizzatore. (b) pianificazione di perpendicolare localizzatore 4 camera 2 camera localizzatore (c) pianificazione di localizzatore di asse corto localizzatore camera 2 (a sinistra) e perpendicolare sul localizzatore camera 4 (a destra). (d) pianificazione di sinistra perpendicolare di vista 4 camera ventricolare il localizzatore di asse corto (a sinistra) e il localizzatore di camera 2 (a destra). (e) pianificazione di asse corto ventricolare sinistra fette su Vista 4 camera ventricolare sinistra (a sinistra) e 2 vano localizzatore (a destra).

Figure 4
Figura 4 : Risultati rappresentativi di imaging cardiaco di CINE alta risoluzione in due soggetti utilizzando ECG innescando (a-d) e impulso di trigger (e-h). (a, e) Fine-diastolica tempo fotogrammi di una fetta di metà di-ventricolare asse corto acquisito con una risoluzione spaziale di 1.0 x 1.0 x 4 mm3. (b, f) Corrispondenti telesistolico fotogrammi di tempo. (c, g) Tempi fine-diastolico di una sezione orizzontale asse lungo. (d, h) Corrispondenti telesistolico fotogrammi di tempo. Forcellini segnale causati da RF campo non-uniformità sono contrassegnati da frecce gialle. Errori di lieve trigger causati dalla latenza dell'onda di impulso sono raffigurati nella visualizzazione asse lungo della scansione impulso-innescato (freccia rossa). Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 5
Figura 5 : Segnali ECG rappresentativi ottenuti all'esterno e all'interno del magnete del foro a 7 Tesla. (un) segnale di ECG ottenuti nei due canali (rosso, blu) del dispositivo di innesco di ECG di fuori del magnete del foro. L'onda R possa essere chiaramente distinto. Eventi trigger sono delimitati in verde. (b) segnale ECG ottenuti presso isocenter del magnete 7 Tesla foro. L'effetto di MHD colpisce chiaramente il segnale ECG e particolarmente l'elemento S-T del segnale ECG. Le fluttuazioni di segnale forte possono portare a mis-trigger. (c) segnale di impulso rappresentativi ottenuto presso isocenter del magnete 7 Tesla foro per il confronto. Il segnale di impulso non è influenzato dal campo magnetico. Si noti che l'onda di impulso è in ritardo rispetto l'onda R di ECG. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Discussion

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Gli esami di CMR funzionali potrebbero essere condotte con successo a 7 Tesla. Basato sull'intensità di campo guidato guadagno SNR, immagini CINE del cuore umano potrebbero essere acquistati con risoluzione spaziale significativamente più alto rispetto a 1,5 o 3 T. Mentre uno spessore fetta di 6 a 8 mm e in piano bordo voxel lunghezze di 1.2-2.0 millimetri sono comunemente usate a basso campo clinico punti di forza1,30, le misurazioni a 7 Tesla potrebbe effettuarsi fetta dello spessore di 4 mm e un isotropo risoluzione di 1,0 mm in piano.

I risultati ottenuti a 7 Tesla sono promettenti. La qualità dell'immagine è paragonabile a quello ottenuto a 1.5 T o 3 T, anche se non è stato condotto B1+ spessoramento e il sovraccarico sperimentale è stato mantenuto al minimo per facilitare i tempi di esame clinicamente accettabile per quantificazione camera cardiaca. Occasionalmente la qualità dell'immagine è stato leggermente alterata da vuoti di segnale causati da focale RF campo non-uniformità. In questi casi, l'uso di B1+ spessoramento, disponibile tramite le tecniche di trasmissione in parallelo potrebbe essere utile. Mentre questo approccio è allettante e profila all'orizzonte di applicazioni cliniche richiede ulteriori considerazioni sulla gestione del segnale assorbimento tasso (SAR).

Sul lato d'avviamento, il segnale ECG occasionalmente severamente è stato danneggiato dall'effetto MHD affinché sincronizzazione di acquisizione di immagini con l'attività cardiaca doveva essere condotta utilizzando l'impulso di attivazione approccio. Quando si utilizza il trigger di impulso, può verificarsi lieve compromissione della qualità dell'immagine CINE. Questo danno è causato da tempo che il grilletto di impulso è in ritardo rispetto l'onda R dell'ECG. Variazioni e jitter del segnale di trigger di impulso può variare fino a 60 millisecondi. Questo fenomeno può portare a mis-trigger e può rischiare introducendo movimento cardiaco indotto sfocatura nelle immagini ricostruite. Come recentemente dimostrata, accurata sincronizzazione cardiaca a 7 Tesla può essere raggiunto sfruttando appieno le capacità tecniche dei dispositivi di innesco disponibili e utilizzando state-of-the art grilletto algoritmi19,24. Oltre a questo, l'uso di soluzioni alternative di intervento31,32,33 può anche fornire una buona base per sincronizzato di imaging.

Scansione ultra-alto-campo arriva con una richiesta significativamente aumentata di hardware. In particolare i preparativi di scansione sono più complesse rispetto a dosaggi inferiori di campo. Questo può essere attribuito all'uso di apparecchiature bobina RF ausiliarie a causa dell'assenza di una bobina di corpo che è integrata in clinico scanner. Soggetto di posizionamento richiede più cure contro che l'installazione routine clinica a bassa intensità di campo, poiché non solo il comfort del soggetto, ma anche la posizione della bobina rispetto la tabella ha da essere presi in considerazione. Questa limitazione è relativo al progetto e le funzionalità delle tabelle paziente di oggi per 7 Tesla MRI ma è previsto per essere risolto con lo spostamento in corso per la prossima generazione di sistemi MRI 7 Tesla. Solo di recente, il primo sistema di 7 Tesla MRI è stato approvato per uso clinico per applicazioni specifiche in USA e in Europa. Overhead sperimentale è stata introdotta anche dall'effetto MHD che può compromettere gravemente il riconoscimento di onda R. Per garantire una buona sincronizzazione cardiaca, un oggetto di un'attenta preparazione, un accurato posizionamento di elettrodo ECG oltre a un'accurata calibrazione dell'algoritmo grilletto ECG sono necessari24. In alcuni casi, potrebbe diventare necessario riposizionamento degli elettrodi ECG dopo aver spostato il soggetto nel foro. Inoltre, per garantire la prosecuzione dell'esame in presenza di gravi menomazioni di innesco di ECG, si consiglia di collegare il dispositivo di innesco di impulso al soggetto. Come alternativa all'attivazione di ECG, acustica innescando31 potrebbe essere utilizzato, che è immune agli effetti di MHD e ha dimostrato di essere superiore ad impulso trigger. Se queste considerazioni e misure sono inclusi attentamente in funzionale agli esami CMR 7 Tesla, il flusso di lavoro e la durata delle misurazioni di CINE cardiaci ad ultra-alti campi è simile a quella a intensità di campo clinico.

Il crescente utilizzo di sistemi di ultra-alto campo nella ricerca traslazionale avanzerà le capacità della CMR per la valutazione delle malattie cardiovascolari. I progressi tecnologici quali RF migliorata bobina tecnologia o multi-trasmettere signor sistemi contribuirà a ridurre il sovraccarico di corrente sperimentale e snellire scansione ulteriori preparazioni e le operazioni di spessoramento. In questo contesto, una validazione accurata delle applicazioni CMR romanzo ultra-alto campo contro le applicazioni consolidate CMR a 1.5 T o 3 T sarà essenziale.

Questo studio dimostra, che gli esami funzionali di CMR possono essere condotto con successo a 7 Tesla. L'intensità di campo guidato guadagno SNR ad ultra-alto campo consente acquisizioni CINE con altissime risoluzioni spaziali. Rispetto ai punti di forza di campo clinico di 1,5 o 3 Tesla, la risoluzione spaziale può essere aumentata di un fattore 3 o 4. Il lavoro richiesto per affrontare le varie sfide tecniche sperimentali possono essere ridotti al minimo. Questi risultati, nonché i futuri sviluppi tecnologici fornirà la base per esplorazioni in applicazioni più avanzate come caratterizzazione del tessuto miocardico, formazione immagine metabolica o microstruttura imaging.

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Disclosures

Kieran O'Brien e Jonathan Richer sono impiegati da Siemens Ltd. Australia. Jan Rieger e Thoralf Niendorf sono fondatori di MRI. STRUMENTI GmbH, Berlino, Germania. Jan Rieger è stato CTO e un dipendente di MRI. STRUMENTI GmbH. Thoralf Niendorf è CEO di MRI. TOOLS GmbH.

Acknowledgments

Gli autori riconoscono le strutture e l'assistenza tecnica e scientifica della struttura nazionale di Imaging presso il centro per Advanced Imaging, University of Queensland. Vorremmo anche ringraziare Graham Galloway e Ian Brereton per il loro aiuto ottenere una sovvenzione CAESIE per 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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Risonanza magnetica cardiaca a 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

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).

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