Waiting
Login processing...

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

Medicine

CARDIAC magnetisk resonans Imaging på 7 Tesla

doi: 10.3791/55853 Published: January 6, 2019

Summary

Følsomhet gevinst ligger av beryllium felt magnetisk resonans holder løftet ved høy romlig oppløsning avbildning av hjertet. Her beskriver vi en protokoll tilpasset funksjonell hjerte magnetisk resonans (CMR) på 7 Tesla bruker en avansert flerkanals radiofrekvens coil, magnetfelt shimming og en utløsende konsept.

Abstract

CMR på et svært høy felt (magnetisk feltstyrke B0 ≥ 7 Tesla) har signal-til-støy-forhold (SNR) fordelen ligger på høyere magnetiske feltet styrke og potensielt gir forbedret signal kontrast og romlig oppløsning. Mens lovende resultater er oppnådd, er ultra-høy feltet CMR utfordrende energi deponering begrensninger og fysiske fenomener som overføring feltet ikke-uniformities og magnetfelt inhomogeneities. I tillegg gjengir magneto-etter effekten synkroniseringen av datainnsamling med hjerte motion vanskelig. Utfordringene er adressert av undersøkelser i romanen magnetisk resonans teknologi. Hvis alle hindringer kan overvinnes, kan ultra-høy feltet CMR generere nye muligheter for funksjonell CMR, hjerteinfarkt Vevskarakterisering, mikrostruktur imaging eller metabolske bildebehandling. Erkjenner dette potensialet, viser vi at flerkanals radiofrekvens (RF) coil teknologi skreddersydd for CMR 7 Tesla sammen med høyere orden B0 shimming og en backup signal for cardiac utløser forenkler Hi-Fi funksjonelle CMR. Med foreslåtte oppsett, kan hjerte kammer kvantifisering oppnås i eksamen ganger lik de oppnådde på lavere feltstyrken. Dele denne erfaringen og støtter formidling av denne ekspertisen, beskriver dette arbeidet vårt oppsett og skreddersydd for funksjonell CMR på 7 Tesla-protokollen.

Introduction

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

Hjerte magnetisk resonans (CMR) er bevist klinisk verdi med et voksende utvalg av klinisk indikasjoner1,2. Spesielt evalueringen av cardiac morfologi og funksjon av stor relevans og vanligvis realisert av sporing og visualisere hjertet bevegelse gjennom hele hjerte syklusen hjelp segmentert pusten holdt todimensjonal (2D) cinematograpic ( CINE) Bildeteknikker. Mens en høy spatio-temporale oppløsning, høyt blod-myokard kontrast og høy signal-til-støy-forhold (SNR) er nødvendig, er datainnsamling svært begrenset av hjerte- og respirasjonssykdommer bevegelse og bruk av flere breath-holder samt behovet for hele hjerte eller venstre ventrikkel fører dekning ofte til omfattende skanning. Parallell avbildning, samtidige flere skive imaging eller andre akselerasjon teknikker hjelper for å løse bevegelse relaterte begrensninger3,4,5,6.

Videre, å dra nytte av den iboende SNR få på høyere magnetfelt, høy feltet systemer med B-0 = 3 Tesla er stadig ansatt i klinisk praksis7,8. Utviklingen har også oppmuntret etterforskning ultrahøy feltet (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Gevinst i SNR og blod-myokard kontrast ligger høyere feltstyrken holder løftet skal overføres til forbedrede funksjonelle CMR bruker romlig oppløsning som overgår dagens grenser15,16, 17. I sin tur nye muligheter for magnetisk resonans (MR) basert hjerteinfarkt Vevskarakterisering, metabolske bildebehandling og mikrostruktur imaging er forventet13. Så langt har flere grupper vist muligheten for CMR 7 Tesla og spesielt skreddersydd ultrahøy feltet teknologi har blitt introdusert17,18,19,20, 21,22. Om disse lovende utvikling, potensialet i ultrahøy feltet CMR kan anses å være ennå uutnyttet13. På samme tid, fysiske fenomener og praktisk hindringer som magnetfelt inhomogeneities, radiofrekvens (RF) eksitasjon feltet ikke-uniformities, av resonans gjenstander, dielektrisk effekter, lokalisert vev oppvarming og feltstyrke uavhengige RF power deponering begrensninger gjør bildebehandling ved ultrahøy utfordrende10,17. Sistnevnte er ansatt å kontrollere RF indusert vev oppvarming og sikker drift. Videre kan elektrokardiogram (ECG) basert utløser bli betydelig påvirket av de magneto-etter (MHD) effekt19,23,24. Utfordringene av kort bølgelengden i vev, var mange-element transceiver RF coil matriser skreddersydd for CMR på 7 Tesla foreslåtte21,25,26,27. Parallell RF-overføringen gir betyr for overføring feltet former, også kjent som B1+ shimming, som tillater for å redusere magnetfelt inhomogeneities og mottakelighet gjenstander18,28. Mens på nåværende stadium, noen av disse tiltakene kan øke eksperimentelle kompleksiteten, begrepene har vist seg nyttig og kan oversettes til de kliniske feltstyrken CMR 1,5 T eller 3 T.

2D balansert steady state gratis presesjon (bSSFP) CINE imaging er foreløpig standard referanse for klinisk funksjonelle CMR 1,5 T og 3 T1. Nylig sekvensen var vellykket ansatt ved 7 Tesla, men mange utfordringer forbli19. Pasienten bestemt B1+ shimming og ekstra RF coil justeringer ble brukt til å behandle RF power deponering begrensninger og forsiktig B0 shimming ble utført for å kontrollere rekkefølgen typisk striper gjenstander. Med en gjennomsnittlig søketiden 93 minutter for venstre ventrikkel (LV) funksjonen vurdering langvarig innsatsen undersøkelse ganger utover klinisk akseptable grenser. Her gi bortskjemt gradient ekko sekvenser et levedyktig alternativ. På 7 Tesla, ble totalt eksamen ganger (29 ± 5) min LV funksjonen vurdering rapportert, som også tilsvarer kliniske tenkelig protokoller på lavere feltet styrker21. Dermed basert bortskjemt gradient ekko CMR fordeler fra lengre T1 avslapning ganger ved ultrahøy som resulterer i en økt blod-myokard kontrast overlegen gradient ekko bildebehandling på 1,5 T. Dette gjengir subtile anatomiske strukturer som pericardium de mitral og trikuspidalklaff ventiler samt papillary musklene godt identifiserbar. Congruously, enig bortskjemt gradient ekko basert cardiac kammer kvantifisering på 7 Tesla tett med LV parametere fra 2D bSSFP CINE bildebehandling på 1,5 T20. Bortsett fra det, ble nøyaktig høyre ventrikkel (RV) kammer kvantifisering nylig demonstrert mulig bruker høy oppløsning bortskjemt gradient ekko sekvensen ved 7 Tesla29.

Erkjennelsen i utfordringer og muligheter for CMR ved svært høy, presenterer dette arbeidet et oppsett og tilpasset funksjonelle CMR oppkjøp på en eksperimentell 7 Tesla forskning skanner-protokollen. Protokollen skisserer det tekniske grunnlaget, viser hvordan hindringer kan overvinnes, og tilbyr praktiske hensyn som bidrar til å holde ekstra eksperimentelle overhead på et minimum. Den foreslåtte tenkelig protokollen utgjør en fire ganger forbedring i romlig oppløsning mot dagens praksis. Det er ment å gi en retningslinje for klinisk adaptere, lege forskere, translasjonsforskning forskere, programmet eksperter, MR radiographers, teknologer og nye aktører i feltet.

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

Studien er godkjent av den etiske komiteen University Queensland, Queensland, Australia og informert samtykke er innhentet fra alle fag i studiet.

1. fag

  1. Rekruttere frivillige fag over 18 år internt på universitetet av Queensland.
  2. Informert samtykke
    1. Informere hvert emne om potensielle risikoer ved gjennomgår eksamen før sikkerhetssonen magnetisk resonans imaging (MRI). Spesielt diskutere ultrahøy magnetfelt eksponering og mulig kontraindikasjoner for gjennomgår en MRI-undersøkelse. Informer emnet at deltakelse i eksamen er frivillig og det hele tid han/hun kan avbryte eksamen. Innhente informert samtykke skriftlig.
    2. Forklar fremgangsmåten til deltakeren. Siden imaging utføres under pusten hold på slutten utløp og konsekvent pusten holder er integrert bildekvalitet, trener emnet på Pusteteknikk før skanning.
    3. Utføre MR sikkerhet screening på alle fag før Mr sikkerhetssonen skriftlig og igjen før skanner rommet. Ekskludere fag med kontraindikasjoner for gjennomgår en MRI undersøkelse (f.eks, pacemaker, implantert, andre usikre medisinske implantater defibrillatoreller klaustrofobi).
  3. Spør gjenstand å endre til scrubs før skanner rommet.

2. forberedelse

  1. Angi ekstra maskinvare kreves for å operere egen 32 kanal 1H cardiac transceiver (Tx/Rx) RF coil26 i tabellen pasient som i figur 1a og b. Bortsett fra et lite strøm splitter boks (figur 1 c) omfatter ekstra coil utstyret en splitter nettdel og fase shifter (figur 1 d) og en Tx/Rx grensesnitt (figur 1e) for hver av de to RF coil delene som skal plassert under og på toppen av faget. Jo større del rommer lokalt overføre elektronikk, som kreves for signalet eksitasjon på 7 Tesla, siden tradisjonelle fuglebur kroppen spoler som ofte ansatt på 1,5 T og 3.0 T er ikke tilgjengelige.
  2. Plassere flere RF coil maskinvaren på den øverste enden av tabellen pasient som beskrevet i figur 1b og koble boksene sammen med bajonett Neill-Concelman (BNC) kablene. Siden avstanden at tabellen pasienten kan stå i Mr bar er begrenset, sikre for å la nok plass i tabellen pasient for coil infrastruktur garantere at emnet hjerte kan plasseres med midten av spolen på isocenter av magneten.
  3. Koble boksene Tx/Rx grensesnitt til fire coil pluggene på tabellen pasienten.
  4. Plass midten av bakre coil matrisen 147 cm fra toppen slutten av pasienten tabellen (figur 1b). Dette stedet definerer hvor bakre coil matrisen må plasseres slik at faget hjertet er isocenter av magneten hvis tabellen pasienten er maksimalt drevet inn bar. Plassering på forhåndsdefinerte coil stedet er avgjørende, for å sikre optimal drift. Bestemme den optimale posisjonen i bakre coil matrisen og plasseringen av det ekstra utstyret i foreløpige tester inkludert flere frivillige ulike kroppens høyde.
  5. Koble fire kablene i bakre coil matrisen inn i riktige hullene i boksen Tx/Rx grensesnitt for bakre matrise.
  6. Koble fire moduler i fremre coil matrisen med boksen Tx/Rx grensesnitt for topp matrise og snu matrisen over ekstra coil utstyret å tillate Emnet posisjonering.
  7. Fest tre ECG elektrodene til kroppen av faget. Følg leverandør retningslinjer for elektrodeplassering for å sikre optimal drift av systemet utløser algoritme.
  8. Plasser motivet i tabellen pasienten (figur 1f). Kritisk, kontroller at emnet hjertet er plassert sentralt på bakre spolen garanterer skanning i isocenter av magneten. Som, avhengig av emnet høyde, hodet må plasseres oppå coil/grensesnitt for kontaktene, plasser kablene nøye og bruke riktig demping for å sikre fagets komfort og etterlevelse.
  9. Koble utløser enheten til ECG elektrodene.
  10. Fest puls utløser enheten til emnet pekefingeren. Bruk denne andre enheten for utløsing ved alvorlig forvrengninger av EKG-signalet introdusert av MHD effekt.
  11. Hånd sikkerheten klem ballen til fagene.
  12. Utstyre emnet med hodetelefoner og øretelefoner å redusere støyeksponering og tillate kommunikasjon med emnet.
  13. Plass fremre spolen på emnet brystet, slik at kabelen som kobler til pluggene E-F og G-H er plassert til høyre og venstre for emnet hode, henholdsvis.
  14. Kjøre emnet i skanneren bar. Utføre kjøring operasjonen manuelt og sikre at hastigheten knappen på tabellkontrollene i er i av-stilling garantere fagets sikkerhet under kjøring prosessen. Gjør ikke bruk automatisk modus som variabel tabellen hastigheten i denne modusen er optimalisert for neuro-imaging og avstanden tabellen kan kjøres automatisk i bar er begrenset av skannerens maskinvare.
  15. Sjekk Hvis kommunikasjon til faget gjennom intercom er mulig og hvis emnet er følelsen godt.
  16. MR imaging
    1. Kjøre grunnleggende localizer (scout) skanner langs tre fysiske gradient aksene skive planlegging og B0-shimming.
    2. Bruke en ECG-utløst fast lav vinkel skjøt (FLASH) sekvens med følgende oppkjøpet parametere: synsfelt (FOV) = 400 mm, matrise = 192 x 144, skiver per gradient aksen = 1, tykkelse = 8 mm, ekko tid (TE) = 1.24, repetisjon tiden (TR) = 298 ms, snu vinkel = 10°.
    3. Bruke parallell MRI med akselerasjon faktor = 2, Referanselinjer = 24 og generalisert autocalibrating delvis parallelle oppkjøp (GRAPPA) rekonstruksjon.
    4. Bruk localizer bildene at emnet hjertet er plassert i isocenter av magneten. Flytte emnet om nødvendig.
  17. 3rd bestille B0-shimming
    1. Åpne 3rd for mellomlaget verktøyet (figur 2a) og tilbakestille alle 3rd for mellomlaget strøm (figur 2b).
    2. Foreskrive shim volumet for riktig shimming over et område som dekker hjertet (figur 2 c).
    3. Kjøre en uten utløser avanserte flyt kompensert 2D flere ekko FLASH shim sekvens for beregning av 3rd for mellomlaget strøm. Bruk følgende parametere: FOV = 400 x 400 mm, matrise = 80 x 80, skiver = 64, tykkelse = 5.0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, snu vinkel = 20 °, parallelle MRI (GRAPPA), akselerasjon faktor = 2, Referanselinjer = 24.
    4. For å beregne og bruke 3rd for mellomlaget strøm, åpne neste protokollen og kopier nevnte shim volumet. Kjøre SetShim programmet i start-menyen (figur 2a). Deretter åpne vinduet Manuelle justeringer i alternativmenyen (figur 2d) . Klikk Beregn i kategorien 3D Shim | Bruke å sette shim strøm for 2nd ordren (figur 2e). Sett til slutt shim strøm ved å klikke Angi Shim_3rd i 3rd for mellomlaget verktøyet (figur 2b).
    5. Lukk vinduet Manuelle justeringer . Hold shim volumet og shim strøm fast hele resten av eksamen. Merk at shimming prosedyren kan være svært systemet bestemt.
  18. Erverve ytterligere localizers for å støtte dobbel skrå skive planlegging. Ikke annet er angitt, bruker en pust holdt og ECG-utløst 2D FLASH sekvens med følgende parametere for alle localizer mål: FOV = 360 x 290 mm, matrise = 256 x 206, tykkelse = 6,0 mm, TE = 1.57, TR = 3,9 ms, snu vinkel = 35 °, parallelle MRI (GRAPPA), accelera sjon faktor: 2 Referanselinjer: 24. Anbefale pasienten om å holde pusten i utløp. Ansette høy snu vinkler eller bruke en segmentert cine protokoll (se nedenfor) for å oppnå bedre kontrast.
    1. Få 2 kammer localizer (1 skive), planlagte vinkelrett på aksial scout parallelt septal veggen (figur 3a).
    2. Erverve 4 kammer localizer (1 skive), planlagt vinkelrette på 2 kammer localizer sektoren gjennom mitral ventil og toppen av venstre ventrikkel (figur 3b).
    3. Kjøpe kort aksen localizer (7 skiver, FOV = 360 x 330 mm), planlagt vinkelrett på 4 kammer localizer parallelt med mitral ventil og vinkelrett på septal veggen (Figur 3 c).
  19. Utføre CINE oppkjøp. Bruk en høyoppløselig pust holdt ECG-utløst segmentert 2D FLASH sekvens med følgende parametere: FOV = 360 x 270 mm, matrise = 256 x 192/264 x 352, tykkelse = 4.0 mm, TE = 3.14, TR = 6,3 ms, snu vinkel = 35-55 °, segmenter = 7, parallell MRI (GRAPPA), akselerasjon fa konstruktør = 2/3, midlertidig løsning = 42.6/44.3 ms.
    1. Start med venstre ventrikkel 4 kammer visningen (vannrett lang akse, HLA) stykker. Plan sentrale sektoren gjennom midten av den mitral og trikuspidalklaff ventiler og toppen av venstre ventrikkel (figur 3d). Få hver skive innenfor en enkelt pusten hold i utløp.
    2. Neste, erverve venstre ventrikkel kort aksen skiver. Planlegge dem vinkelrett til HLA og parallelt mitral ventil slik at det dekker hele venstre ventrikkel fra basen til spissen (figur 3e). For å sikre nøyaktig funksjonstesting, plasser den første sektoren nøyaktig mitral ventil pakningsvedlegget innsettinger, slik at midten av stykket er i ventrikkel. Igjen, kjøpe hver skive innenfor en enkelt pusten hold i utløp.

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

Representant resultatene av cardiac CINE eksamen fra frivillige er avbildet i Figur 4. Vises diastolisk og systolisk tidsrammer for kort og en fire-kammer lange aksen visninger i menneskets hjerte. Betydelig høyere romlig oppløsning for visningene kort akse (figur 4a, 4b, 4e, 4f) sammenlignet med visningene lange aksen (Figur 4 c, 4 d, 4 g, 4 h) er klart synlig. Både korte og lange akse skiver gir bildene rikelig signal-til-støy og blod-myokard kontrast for å tydelig avgrense hjerteinfarkt vegger, selv når ansette en skive tykkelse så tynne som 4 millimeter. Næringsdrivende parallelle tenkelig akselerasjon ordningen rekonstruert bilder med høy bildekvalitet og uten iøynefallende støy ekstrautstyr.

På grunn av R-bølge anerkjennelse svikt i EKG, ble puls oximetry-baserte utløser benyttet for bildet oppkjøpene til høyre (figur 4e-4 h). Jitter i puls oximetry signal toppen indusert mindre bevegelse gjenstander som ble uttalt i cardiac sammentrekning og avslapping som fremhevet i visningen lange aksen som vist i Figur 4 h (rød pil). Signalet tomrom på grunn av destruktive forstyrrelser i feltet overføring er preget av gule piler.

Typisk EKG-signaler innhentet i en kanal av utløse enheten i en sunn emne er avbildet i figur 5. Når du sammenligner EKG-signalet kjøpt utenfor magneten bar (figur 5a) til den med motivet plassert på isocenter av magneten (figur 5b), betydelige forskjellene blir tydelig. I svært høy magnetiske feltet er EKG-signalet alvorlig skadet av MHD effekt. Ugunstig fenomenet oppstår fra samspillet mellom ledende væske blodet med eksterne magnetfeltet. Det medfører et forvrengt elektrisk felt superimposing feltene hjerte egen depolarization og dermed ødelegger signaler plukket opp av ECG elektrodene på fagets huden. MHD effekten skalerer B0 og uttalt særlig cardiac faser av systolisk aorta flyt, derfor hovedsakelig S-T segmentet av EKG-signalet er berørt. Selv om R-bølgen av EKG-signalet er vanligvis ikke direkte berørt, kan det svekke R-bølge anerkjennelse og cardiac synkroniseringen. Det er bemerkelsesverdig at på grunn av ECG signal skjevheter, ikke EKG-signaler innhentet i nærvær av høy magnetiske felt brukes som en pasient nødsituasjonen forfatning indikator. En representant puls signal innhentet i magnet bar vises i figur 5 c. Puls signalet er ikke berørt av det magnetiske feltet. Forsinkelsen av pulsen bølge til R-bølgen på 0 ms, som kan presentere gjenstander, er klart synlig.

Figure 1
Figur 1 : Eksperimentelle oppsett og elementer av 32 kanal cardiac Tx/Rx coil coil maskinvare. (a, b) Ekstra maskinvaren består av 7 maskinvare og skjøteledninger BNC er plassert på den øverste enden av tabellen pasient for gi så mye plass som mulig for emne posisjonering. De bakre og fremre coil-elementene er forbundet med åtte kabler til boksene grensesnitt. For systemet for hånden plasseres bakre coil matrisen lenger enn 1470 mm fra den øverste enden av tabellen, slik plassering av hjertet isocenter av magneten. (c) lite strøm splitter boksen. (d) en strøm splitter og fasedreier boksen for bakre og fremre coil matrisen. (e) Tx/Rx grensesnitt avmerkingsboksene for fremre (øverst) og bakre (nederst) coil matrise. Oransje og svart prikket piler angir overføre (Tx) og motta (Rx) signal trasé. (f) emne på bakre coil matrisen. Hodet hviler på en pute på 8 coil kontakter. Forhåndsdefinerte coil stedet er merket med en rød etikett. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 2
Figur 2 : 3rd for shimming ved hjelp av systemer justering og shim verktøy. (a) starte meny med knapper "3rd ordre shim" verktøyet og "sette shim" program. (b) "3rd ordre shim" verktøy. (c) Positioning av regionen justering over hjertet. (d) starte verktøyet "Justeringer" fra "Alternativer"-menyen. (e) "justeringer" verktøy å Beregn og anvende 2nd for mellomlaget strøm i kategorien «3D shim» Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 3
Figur 3 : Skjær planlegging for cardiac CINE bildebehandling. (a) planlegging av 2-kammer localizer vinkelrett på grunnleggende localizer. (b) planlegging av 4 kammer localizer vinkelrett på 2 kammer localizer (c) planlegging av kort aksen localizer 2 kammer localizer (venstre) og vinkelrett på 4 kammer localizer (høyre). (d) planlegging av venstre ventrikkel 4 kammer Vis vinkelrett på kort aksen localizer (venstre) og 2 kammer localizer (høyre). (e) planlegging av venstre ventrikkel kort aksen skiver på venstre ventrikkel 4 kammer visning (venstre) og 2 kammer localizer (høyre).

Figure 4
Figur 4 : Representant resultater av høy oppløsning, cardiac imaging CINE i to fag ECG utløser (a-d) og puls utløser (eh). (a, e) Ende-diastolisk tidsrammer en midt-ventrikkel kort aksen sektoren kjøpt med en romlig oppløsning på 1.0 x 1.0 x 4 mm3. (b, f) Tilsvarende slutten-systolisk tidsrammer. (c, g) Ende-diastolisk tidsrammer en vannrett lang akse sektoren. (d, h) Tilsvarende slutten-systolisk tidsrammer. Signal utfall skyldes RF feltet ikke-uniformities er preget av gule piler. Liten utløse feil forårsaket av ventetiden på pulsen bølge er avbildet i visningen lange aksen av puls-utløst skanningen (rød pil). Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 5
Figur 5 : Representant EKG-signaler utenfor og i magneten bar på 7 Tesla. (a) EKG-signalet innhentet i to kanaler (rød, blå) for ECG utløser enheten utenfor magneten bar. R-bølgen kan skilles klart. Avtrekker begivenheter grenser i grønt. (b) EKG-signalet på isocenter av 7 Tesla magneten bar. MHD effekten tydelig påvirker EKG-signalet og spesielt S-T element av EKG-signalet. Sterkt signal svingninger kan føre til mis utløser. (c) representant puls signal på isocenter av 7 Tesla magneten bar for sammenligning. Puls signalet er ikke berørt av det magnetiske feltet. Merk at pulsen bølge er forsinket med hensyn til ECG R-bølgen. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

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

Funksjonell CMR eksamen kan gjennomføres i 7 Tesla. Basert på feltstyrke drevet SNR gevinst, kan CINE bilder i menneskets hjerte erverves med betydelig høyere romlig oppløsning sammenlignet med 1.5 eller 3 T. Mens skive tykkelse på 6 til 8 mm og i-flyet voxel kant lengder 1.2 til 2.0 mm brukes ofte på lavere klinisk feltet styrker1,30, målinger på 7 Tesla kunne utføres med en skive tykkelse på 4 mm og en isotropic i-flyet oppløsning 1.0 mm.

Resultatene på 7 Tesla er lovende. Bildekvaliteten er sammenlignes fikk på 1,5 T eller 3 T selv om B1+ shimming ikke ble utført og eksperimentelle overhead ble holdt på et minimum for å lette klinisk akseptabel eksamen tider for cardiac kammer kvantifisering. Noen ganger ble bildekvalitet nedsatt av signal tomrom forårsaket av fokal RF feltet ikke-uniformities. I disse tilfellene, bruk av B1+ shimming, kan som er tilgjengelig via parallell overføring teknikker være fordelaktig. Mens denne tilnærmingen er fristende og truende på horisonten av klinisk bruk krever det ytterligere vurderinger på signalet absorpsjon rate (SAR) ledelse.

På den utløsende siden, var EKG-signalet noen ganger sterkt skadet av MHD effekt slik at synkroniseringen av bildeopptak med hjerte aktivitet måtte bli utført med pulsen utløser tilnærming. Når du bruker puls utløseren, kan liten nedskrivning av CINE bildekvaliteten oppstå. Denne verdifall skyldes tiden puls utløseren er forsinket med respekt R-bølgen av EKG. Variasjoner og jitter i puls utløser signalet kan variere opp til 60 millisekunder. Dette fenomenet kan føre til mis utløser og kan risikere introdusere cardiac motion forårsaket sløret i rekonstruert bilder. Som nylig demonstrert, nøyaktig cardiac synkronisering på 7 Tesla kan oppnås ved å fullt utnytte de tekniske egenskapene til tilgjengelige utløser enheter og ved hjelp av state-of-the art utløser algoritmer19,24. Utenom dette synkronisert bruk av alternative utløsende løsninger31,32,33 kan også ha et godt grunnlag for imaging.

Skanning med ultra-høy-feltet kommer med en betydelig økt etterspørsel av maskinvare. Spesielt er skanning forberedelsene mer komplekse versus lavere feltstyrken. Dette kan tilskrives bruken av RF coil tilleggsutstyr på grunn av fravær av en kropp coil som er integrert i klinisk skannere. Emnet posisjonering krever mer omsorg versus rutinemessige klinisk oppsettet ved lavere feltstyrken, siden ikke bare rommets emne, men også posisjonen til CoILen med hensyn til tabellen må tas i betraktning. Denne begrensningen er knyttet til design og egenskapene for dagens pasienten tabeller for 7 Tesla MRI men ventes å være fast med pågående overgangen til neste generasjon av 7 Tesla MRI systemer. Bare nylig ble det første 7 Tesla MRI-systemet godkjent for klinisk bruk for bestemte programmer i USA og Europa. Eksperimentell overhead er også introdusert av MHD effekten som kan alvorlig svekke R-bølge anerkjennelse. For å sikre en god hjerte synkronisering, en forsiktig emnet forberedelse, en nøyaktig ECG elektrodeplassering i tillegg til en nøyaktig kalibrering av ECG utløser algoritmen er nødvendig24. I noen tilfeller kan omplassering av ECG elektrodene flyttet emnet i bar bli nødvendig. Også for å sikre videreføring av eksamen i nærvær av alvorlig ECG utløser impairments, er det tilrådelig å knytte puls utløser enheten til emnet. Som et alternativ til ECG utløser, kan akustisk utløser31 utnyttes, som er immun mot MHD effekter og har vist seg å være overlegen puls utløser. Hvis disse hensyn og tiltak er nøye inkludert i funksjonelle CMR undersøkelser på 7 Tesla, er arbeidsflyt og varigheten av cardiac CINE målinger på ultrahøy felt lik som på klinisk feltstyrken.

Den økende bruken av ultrahøy feltet systemer i translasjonsforskning vil avansere egenskapene til CMR for vurdering av hjerte-og karsykdommer. Teknologiske fremskritt som forbedret RF coil teknologi eller multi-overføre MR systemer vil bidra til å redusere gjeldende eksperimentelle overhead og effektivisere ytterligere skanning forberedelser og shimming operasjoner. I denne sammenheng, vil en forsiktig validering av romanen ultrahøy feltet CMR programmer mot veletablerte CMR programmer på 1,5 T eller 3 T være avgjørende.

Denne studien viser, at funksjonelle CMR eksamen kan gjennomføres med hell på 7 Tesla. Feltstyrken drevet SNR gevinst ved ultrahøy tillater CINE oppkjøp med svært høy romlig oppløsning. Sammenlignet med de kliniske feltstyrken av 1.5 eller 3 Tesla, kan romlig oppløsning økes med en faktor på 3-4. Den eksperimentelle overhead kreves for å håndtere de ulike tekniske utfordringene kan holdes til et minimum. Disse resultater samt fremtidige teknologiske utviklingen vil gi grunnlag for undersøkelser i mer avanserte programmer som hjerteinfarkt Vevskarakterisering, metabolske imaging eller mikrostruktur imaging.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Kieran O'Brien og Jonathan Richer er ansatt av Siemens Ltd Australia. Jan Rieger og Thoralf Niendorf er grunnleggerne av Mr. TOOLS GmbH, Berlin, Tyskland. Jan Rieger var Teknologisjef og en ansatt av Mr. VERKTØY GmbH Thoralf Niendorf er CEO av Mr. TOOLS GmbH.

Acknowledgments

Forfatterne bekrefter fasilitetene, og vitenskapelig og teknisk assistanse av nasjonale Imaging anlegg i sentrum for avansert bildebehandling, universitet av Queensland. Vi vil også gjerne takke Graham Galloway og Ian Brereton for deres hjelp til å få CAESIE stipend for 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).
CARDIAC magnetisk resonans Imaging på 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