Summary
O ganho de sensibilidade inerente à ressonância magnética de campo ultra alta é uma promessa para imagens de alta resolução espacial do coração. Aqui, descrevemos um protocolo personalizado para funcionais de ressonância magnética cardiovascular (CMR) em Tesla 7 usando uma bobina de avançada multi-canal de rádio-frequência, campo magnético shims e um conceito de disparo.
Abstract
CMR em um campo de ultra-alta (força do campo magnético B0 ≥ 7 Tesla) beneficia a vantagem da relação sinal-ruído (SNR) inerente à maior intensidade de campo magnético e potencialmente fornece sinal melhor contraste e resolução espacial. Enquanto prometendo resultados que foram alcançados, ultra-alta campo CMR é um desafio devido a restrições de deposição de energia e fenômenos físicos tais como campo de transmissão não-uniformities e heterogeneidades do campo magnético. Além disso, o efeito magneto-hidrodinâmica processa a sincronização com a aquisição de dados com o movimento cardíaco difícil. Os desafios atualmente são abordados por explorações em tecnologia nova ressonância magnética. Se todos os obstáculos podem ser superados, ultra-alta campo CMR pode gerar novas oportunidades para CMR funcional, caracterização tecidual miocárdica, imagem latente da microestrutura ou imagem metabólica. Reconhecendo este potencial, mostramos que tecnologia de bobina de multi-canal de radiofrequência (RF) adaptados para CMR no 7 Tesla juntamente com maior ordem B0 shims e um sinal de backup para cardíaco provocando facilita alta fidelidade funcional CMR. Com a configuração proposta, quantificação de câmara cardíaca pode ser realizada em épocas de exame semelhantes aos obtidos em baixa intensidade de campo. Para compartilhar essa experiência e apoiar a divulgação desta especialidade, este trabalho descreve a nossa instalação e protocolo adaptado para CMR funcional em Tesla 7.
Introduction
Ressonância magnética cardiovascular (CMR) é de valor clínico comprovado com uma crescente gama de indicações clínicas1,2. Em particular, a avaliação da morfologia cardíaca e a função é de grande relevância e normalmente realizado pelo rastreamento e visualizando que o movimento do coração durante todo o ciclo cardíaco completo usando segmentado (respiração-realizada cinematograpic bidimensional (2D) Técnicas de imagem CINE). Enquanto um espaço-temporal de alta resolução, contraste elevado de sangue-miocárdio e alta relação sinal-ruído (SNR) são necessários, a aquisição de dados é altamente restrito pelo movimento cardíaco e respiratório e o uso de múltiplos respiração-prende, bem como a necessidade de todo coração ou ventricular esquerda cobertura conduz frequentemente a extensa varredura vezes. Imagiologia paralela, simultânea de imagem de multi-slice ou outra técnicas ajudam a abordar o movimento de aceleração relacionadas com restrições3,4,5,6.
Além disso, para beneficiar o SNR inerente ganhar na maiores campos magnéticos, sistemas de alto campo com B0 = 3 Tesla são cada vez mais empregados na rotina clínica7,8. O desenvolvimento também tem incentivado a investigações do campo ultra alta (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. O ganho no SNR e sangue-miocárdio contraste inerente à força do campo superior mantém a promessa de ser transferíveis em reforçada CMR funcional usando uma resolução espacial que excede limites15,16, hoje 17. por sua vez, novas possibilidades de ressonância magnética (RM) com base em caracterização tecidual miocárdica, imagens metabólica e microestrutura imagem são esperados13. Até agora, vários grupos têm demonstrado a viabilidade da CMR no 7 Tesla e especificamente adaptados campo ultra alta tecnologia tem sido introduzido17,18,19,20, 21,22. Sobre estes desenvolvimentos promissores, o potencial de ultra-alto campo que CMR pode ser considerado ainda inexplorado13. Ao mesmo tempo, fenômenos físicos e obstáculos práticos como heterogeneidades do campo magnético, rádio frequência (RF) excitação campo non-uniformities, artefatos fora-ressonância, efeitos dielétricos, aquecimento localizadas de tecido e força do campo independentes restrições de deposição de energia de RF fazem imagens no campo ultra alta desafiando10,17. O último é empregado para controlar o aquecimento do tecido RF induzida e para garantir uma operação segura. Além disso, desencadeando o eletrocardiograma (ECG) com base pode ser significativamente afetado pelo magneto-hidrodinâmica (MHD) efeito19,23,24. Para enfrentar os desafios induzidos pelo comprimento de onda curto em tecido, matrizes de bobina de RF transceptor de muitos elementos adaptados para CMR no 7 Tesla foram propostos21,25,26,27. Transmissão paralela RF fornece meios para campo de transmissão moldar, também conhecido como B1+ shims, que permite reduzir o campo magnético heterogeneidades e susceptibilidade artefatos18,28. Enquanto na fase atual, algumas destas medidas podem aumentar a complexidade experimental, os conceitos provaram ser úteis e podem ser traduzidos para a intensidade de campo clínico da CMR 1.5 T ou 3 T.
Atualmente, imagem de CINE 2D estado de equilíbrio estacionário precessão livre (bSSFP) é o padrão de referência para clínica CMR funcional em 1.5 T e 3 T1. Recentemente, a sequência foi empregada com sucesso em 7 Tesla, mas um grande número de desafios permanecem19. Paciente específico B1+ shims e ajustes de bobina de RF extras foram aplicados para gerenciar restrições de deposição de energia de RF e cuidado B0 shims foi realizada para controlar a sequência típica de artefatos de borda. Com um tempo de verificação média de 93 minutos para avaliação de função ventricular esquerda (LV), os esforços prolongados os tempos de exame além dos limites clinicamente aceitáveis. Aqui, mimada gradiente eco sequências fornecem uma alternativa viável. No 7 Tesla, tempos de exame total de min (29 ± 5) para avaliação de função de LV foram relatados, que corresponde bem protocolos clínicos de imagem, em baixa de forças de campo21. Desse modo, mimado eco gradiente com base em benefícios CMR do prolongado T1 relaxamento times no campo ultra alto que resultam em um contraste aprimorado sangue-miocárdio superior à imagem gradiente eco em 1,5 T. Isso torna sutis estruturas anatômicas como o pericárdio, a mitral e tricúspide válvulas bem como músculos papilários bem identificáveis. Congruously, quantificação de câmara cardíaca mimada eco gradiente com base em 7 Tesla concorda intimamente com LV parâmetros derivados de imagens de CINE bSSFP 2D em 1.5 T20. Além disso, precisa quantificação de câmara-ventrículo direito (RV) demonstrou-se recentemente viável usar uma alta resolução mimada sequência gradiente eco em Tesla 729.
Reconhecendo os desafios e oportunidades da CMR no campo ultra alto, este trabalho apresenta uma instalação e um protocolo personalizado para aquisições de CMR funcionais em um scanner de pesquisa experimental 7 Tesla. O protocolo descreve os fundamentos técnicos, mostra como obstáculos podem ser superados e fornece considerações práticas que ajudam a manter a sobrecarga extra experimental no mínimo. O protocolo de imagens proposto constitui uma melhoria quatro vezes a resolução espacial contra a prática clínica de hoje. Ela pretende fornecer uma orientação para adaptadores clínicos, cientistas de médico, pesquisadores translacionais, especialistas em aplicação, senhor radiologistas, tecnólogos e novos operadores para o campo.
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Protocol
O estudo é aprovado pelo Comitê de ética da Universidade de Queensland, Austrália, Queensland e consentimento informado foi obtido de todos os indivíduos incluídos no estudo.
1. temas
- Recrute voluntários sujeitos maiores de 18 anos de idade internamente na Universidade de Queensland.
- Consentimento informado
- Informe cada assunto sobre os riscos potenciais de sob o escrutínio antes de entrar na zona de segurança de ressonância magnética (MRI). Especificamente, discuta a exposição de ultra-alto campo magnético e possíveis contra-indicações para submetidos a um exame de MRI. Informar o assunto a que a participação no exame é voluntária e que em todos os tempos, ele/ela pode abortar o exame. Obte o consentimento informado por escrito.
- Explica o procedimento ao participante. Desde que a imagem é executada durante a respiração Segure na expiração final e exploração consistente da respiração é parte integrante de qualidade de imagem, o treinador o assunto na respiração técnica antes da digitalização.
- Realize triagem de segurança Senhor sobre todos os assuntos antes de entrar na zona de segurança de MRI, por escrito e novamente antes de entrar na sala do scanner. Exclua indivíduos com contra-indicação para submetidos a um exame de MRI (por exemplo, marca-passos, desfibriladores implantados, outros implantes médicos inseguros ou claustrofobia).
- Pergunte o sujeito a alterações em bata antes de entrar na sala do scanner.
2. preparação
- Configure o hardware adicional necessário para operar o 32 canal dedicado 1H cardíaca transceptor (Tx/Rx) RF bobina26 na tabela paciente, conforme descrito na Figura 1a e b. Além de uma caixa de divisor de pequena potência (Figura 1C), o equipamento auxiliar da bobina é composto por uma caixa de divisão de poder e caixa de mudanças de fase (Figura 1 d) e uma caixa de interface de Tx/Rx (Figura 1e) para cada uma das duas seções de bobina de RF que será colocado abaixo e em cima do assunto. A maior parte que acomoda o local transmissão eletrônica, o que é necessária para a excitação de sinal em Tesla 7, desde que o corpo da gaiola tradicional bobinas como comumente empregado em 1.5 T e 3.0 T não estão disponível.
- Coloque o hardware adicional de bobina de RF na extremidade superior da tabela paciente como descrito na Figura 1b e vincular as caixas individuais, juntamente com os cabos de baioneta Neill-Concelman (BNC). Desde que a distância que o paciente tabela pode ser conduzida para o MRI furo é limitado, certifique-se de deixar espaço suficiente na tabela paciente para a garantia de que o coração do sujeito pode ser posicionada com o centro da bobina com o isocentro de infraestrutura da bobina o ímã.
- Conecte as caixas de interface de Tx/Rx para os plugues de bobina de quatro na mesa da paciente.
- Coloca o centro da matriz bobina posterior 147 cm da extremidade superior da tabela paciente (Figura 1b). Este ponto define onde a matriz de bobina posterior deve ser colocado para garantir que o coração do sujeito é o isocentro do ímã se tabela paciente màxima é conduzida na perfuração. A colocação no local predefinido da bobina é crucial, para garantir o funcionamento ideal. Determine a posição ideal da matriz bobina posterior, bem como o posicionamento do equipamento auxiliar em testes preliminares, incluindo vários voluntários da altura do corpo diferentes.
- Conecte os cabos de quatro da matriz bobina posterior nos encaixes adequados de caixa interface de Tx/Rx para a matriz posterior.
- Conectar os quatro módulos da matriz anterior da bobina são com caixa de interface de Tx/Rx para a matriz superior e vire a matriz o equipamento de bobina auxiliar para permitir o posicionamento de assunto.
- Anexe os três eletrodos de ECG para o corpo do sujeito. Siga as orientações do fornecedor para a colocação do eletrodo garantir o funcionamento ideal do algoritmo de gatilho do sistema.
- Posicione o assunto na mesa da paciente (Figura 1f). Criticamente, assegure-se que o coração do sujeito central para a bobina posterior a fim de garantir a varredura dentro o isocentro do íman. Como, dependendo da altura do sujeito, a cabeça vai ter que ser colocado em cima dos conectores de caixa de bobina/interface, coloque os cabos com cuidado e use o amortecimento adequado para garantir o conforto e a conformidade do sujeito.
- Conecte o dispositivo de gatilho para os eletrodos de ECG.
- Conecte o dispositivo de gatilho de pulso para dedo indicador do sujeito. Use este segundo dispositivo para acionamento em caso de graves distorções do sinal de ECG, introduzido pelo efeito MHD.
- Mão a segurança aperte bola para os sujeitos.
- Equipe o assunto com fones de ouvido e fones de ouvido para reduzir a exposição ao ruído e permitir a comunicação com o assunto.
- Coloque a bobina anterior no peito do sujeito, tal que os cabos que conectam os plugues E-F e G-H estão localizados à direita e esquerda da cabeça do sujeito, respectivamente.
- Dirigir o assunto para o scanner do furo. Executar a operação de condução manualmente e certifique-se de que o botão de velocidade dos controles de tabela está na posição "off" para garantir a segurança do sujeito durante o processo de condução. Fazer não uso que modo automático conforme a velocidade variável de tabela neste modo é otimizada para neuro imaging e a distância que a tabela pode ser conduzida automaticamente na perfuração é limitado pelo hardware do scanner.
- Verifique se é possível a comunicação com o assunto através do interfone, e se o assunto está se sentindo bem.
- Sr. imagem latente
- Execução básica localizador (batedor) verifica-se ao longo dos três eixos gradientes físicos para planejamento de fatia e B0-shims.
- Use um ângulo baixo rápido acionadas por ECG atirou em sequência (FLASH) com os seguintes parâmetros de aquisição: campo de visão (FOV) = 400 mm, matriz = 192 x 144, fatias por eixo gradiente = 1, espessura = 8mm, eco tempo (TE) = 1,24, tempo de repetição (TR) = ms 298, aleta ângulo = 10°.
- Aplicar a ressonância paralela com fator de aceleração = 2, linhas de referência = 24 e generalizada a reconstrução de aquisições parcialmente paralelos (GRAPPA) autocalibrating.
- Use as imagens de localizador para verificar que o coração do sujeito está posicionado no isocentro do ímã. Reposicione o assunto, se necessário.
- ordem 3rd B0-shims
- Abra a ferramenta de correção de ordem 3rd (Figura 2a) e redefinir todos os 3rd ordem shim correntes (Figura 2b).
- Prescrever o volume de calço de shims adequada sobre uma região cobrindo o coração (Figura 2C).
- Execute que um fluxo avançado não acionadas compensado sequência 2D eco multi FLASH calço para o cálculo das 3 correntesrd ordem shim. Use os seguintes parâmetros: FOV = 400 x 400 mm, matriz = 80 x 80, fatias = 64, espessura = 5,0 mm, TE1 = 3,06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, ângulo aleta = 20 °, MRI paralela (GRAPPA), factor de aceleração = 2, linhas de referência = 24.
- Para calcular e aplicar as 3 correntes de calço de ordemrd , abra o protocolo seguinte e copiar volume shim acima mencionados. Execute o programa SetShim no menu iniciar (Figura 2a). Em seguida, abra a janela de Ajustes Manual no menu de Opções (Figura 2d). Na aba 3D Shim , clique calcular | Aplicar para definir as correntes de correção da ordem de 2nd (Figura 2e). Finalmente, defina as correntes shim clicando em Definir Shim_3rd a ferramenta de correção de ordem 3rd (Figura 2b).
- Feche a janela de Ajustes do Manual . Manter o volume de calçamento e as correntes de calço fixadas durante todo o restante do exame. Observe que o procedimento rasamento pode ser altamente específicos do sistema.
- Adquira ainda mais os localizadores para oferecer suporte a fatia oblíqua duplo planejamento. Salvo indicação em contrário, utilizar uma respiração realizada e sequência FLASH 2D ECG-acionado com os seguintes parâmetros para todas as medições de localizador: FOV = 360 x 290 mm, matriz = 256 x 206, espessura = 6,0 mm, TE = 1.57, TR = 3,9 ms, ângulo aleta = 35 °, MRI paralela (GRAPPA), accelera fator de ção: 2, linhas de referência: 24. Aconselhe o paciente a suster a respiração em expiração. Empregam altos ângulos aleta ou usam um protocolo de cine segmentado (veja abaixo) para obter melhor contraste.
- Adquira o localizador de câmara 2 (1 fatia), planejada perpendicular sobre o scout axial paralelo à parede septal (Figura 3a).
- Adquira a perpendicular do localizador (1 fatia), planeado 4 câmara na fatia localizador 2 câmara através da válvula mitral e no ápice do ventrículo esquerdo (Figura 3b).
- Adquirir o localizador de eixo curto (7 fatias, FOV = 360 x 330 mm), planejada perpendicular sobre o localizador de 4 câmara paralelo a válvula mitral e perpendicular à parede do septo (Figura 3C).
- Realize as aquisições de CINE. Uso uma respiração alta resolução realizada ECG acionadas segmentado sequência FLASH 2D com os seguintes parâmetros: FOV = 360 x 270 mm, matriz = 256 x 192/264 x 352, espessura = 4,0 mm, TE = 3,14, TR = 6,3 ms, ângulo aleta = segmentos de 35-55 °, = 7, MRI (GRAPPA), fa de aceleração em paralelo ctor = 2/3, resolução temporal = 42.6/44.3 ms.
- Comece com a visão de 4 câmara ventricular esquerda (eixo horizontal longo, HLA) fatias. Planeje a fatia central através do centro da mitral e tricúspide válvulas e o ápice do ventrículo esquerdo (Figura 3d). Adquira cada fatia dentro de um porão de respiração individual na expiração.
- Em seguida, adquira as fatias de eixo curto ventricular esquerdo. Planejá-los o HLA perpendicular e paralelo a válvula mitral para que cobre o ventrículo esquerdo da base para o ápice (Figura 3e). Para garantir a exata função teste, posicione a primeira fatia com precisão a inserções de folheto da válvula mitral, assim que o centro da fatia dentro do ventrículo. Novamente, adquira cada fatia dentro de um porão de respiração individual na expiração.
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Representative Results
Resultados representativos dos exames de CINE cardíacos derivados de voluntários estão representados na Figura 4. Mostrados são sistólico e diastólico prazos de eixo curto e um longo eixo de quatro câmaras, vistas do coração humano. A resolução espacial significativamente maior para os pontos de vista de eixo curto (figura 4a, 4b, 4e, 4f) em comparação com os pontos de vista do eixo longo (Figura 4C, 4D, 4G, 4h) é claramente visível. Em fatias de eixo longo e curto, as imagens fornecem amplo contraste de sinal-ruído e sangue-miocárdio para delinear claramente as paredes do miocárdio, mesmo quando empregando uma magra como 4 milímetros de espessura da fatia. O regime de aceleração de imagens paralelas independentes reconstruído as imagens com alta qualidade de imagem e sem realce de ruído visível.
Devido à falha de reconhecimento de onda R do ECG, pulso oximetria-baseado provocando foi utilizado para as aquisições de imagem à direita (Figura 4e-4 h). A tremulação no pico do sinal de oximetria do pulso induzido artefatos de movimento menor que eram pronunciados durante períodos de contração cardíaca e relaxamento como destaque na exibição de longo eixo mostrada na Figura 4 h (seta vermelha). Vazios de sinal devido a interferências destrutivas no campo de transmissão são marcados por setas amarelas.
Sinais de ECG típicos obtidos em um canal do dispositivo disparador em um indivíduo sadio estão representados na Figura 5. Comparando-se o sinal de ECG adquirido fora do ímã do furo (Figura 5a) àquele obtido com o assunto posicionado o isocentro do íman (Figura 5b), diferenças significativas se tornam evidentes. Dentro do campo magnético ultra alto, o sinal de ECG é severamente corrompido pelo efeito MHD. O fenômeno adverso surge a partir da interação entre o sangue fluido condutor com o campo magnético externo. Induz um campo elétrico distorção, sobrepondo os campos de despolarização do coração e, portanto, corrompe o sinal captado pelo eléctrodos ECG na pele do sujeito. O efeito de MHD escalas com B0 e pronuncia-se particularmente durante as fases cardíacas do fluxo aórtica sistólica, por isso, principalmente o segmento S-T do sinal de ECG é afetado. Embora a onda R do sinal de ECG é normalmente não diretamente afectada, isso pode prejudicar a sincronização de reconhecimento e cardíaca de onda-R. Vale ressaltar que, devido as distorções do sinal de ECG, os sinais de ECG obtidos na presença de altos campos magnéticos não podem ser usados como um indicador do paciente condição de emergência. Um sinal de pulso representativos obtido dentro do furo do ímã é exibido na Figura 5C. O sinal de pulso não é afetado pelo campo magnético. O atraso da onda de pulso para a onda R em 0 ms, que pode introduzir artefatos, é claramente visível.
Figura 1 : Instalação experimental e elementos dos 32 canal cardíaca bobina de Tx/Rx e bobina ferragem. (a, b) O hardware auxiliar consiste em 7 caixas de hardware e cabos BNC é colocado na extremidade superior da tabela paciente em ordem fornece tanto espaço quanto possível para posicionamento de assunto. Os elementos de bobina anterior e posterior são equipados com oito cabos para caixas de interface. Para o sistema na mão, a matriz de bobina posterior é colocada não mais adicional de 1470 mm da extremidade superior da tabela, para garantir o posicionamento do coração com o isocentro do íman. (c) caixa de divisão de poder as pequenas. (d) um divisor de potência e deslocador de fase caixa de cada um para a matriz de bobina anterior e posterior. (e) caixas de interface Tx/Rx para o anterior (superior) e posterior (fundo) da bobina de matriz. Laranja e pretas setas pontilhadas indicam transmissão (Tx) e recepção caminhos de sinal (Rx). (f) assunto posicionado na matriz de bobina posterior. A cabeça repousa sobre uma almofada sobre os conectores de 8 bobina. O ponto de bobina predefinidos é marcado com um rótulo vermelho. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 2 : 3rd ordem de shims usando as ferramentas de ajuste e correção de sistemas. (a) o menu inicie com botões para a ferramenta de "correção de ordem 3rd" e "definir shim" programa. (b) "ferramenta 3rd calço de ordem". (c) posicionamento da região de ajuste sobre o coração. (d) evita que a ferramenta de "Ajustes" no menu "Opções". e "ferramenta ajustes" com botões calcular e aplicar as 2 correntes de calço de ordemnd na guia "shim 3D" clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 3 : Fatia de planejamento para a imagem latente de CINE cardíaca. (a) planejamento de perpendicular 2-Câmara localizador no localizador básica. (b) planejamento da perpendicular do localizador de câmara 4 na câmara 2 localizador (c) planejamento de localizador de eixo curto no localizador de câmara 2 (à esquerda) e a perpendicular no localizador de câmara 4 (à direita). (d) planejamento da esquerda perpendicular de vista 4 câmara ventricular no localizador de eixo curto (à esquerda) e no localizador de câmara 2 (à direita). (e) planejamento de eixo curto ventricular esquerdo fatias na exibição de 4 câmara ventricular esquerda (à esquerda) e localizador de câmara 2 (à direita).
Figura 4 : Resultados representativos da imagem de CINE cardíaca alta resolução em duas disciplinas utilizando ECG provocando (a-d) e o pulso de disparo (e-h). (a, e) Diastólica final prazos de uma fatia de eixo curto médio-ventricular adquiridas com uma resolução espacial de 1,0 x 1,0 x 4 mm3. (b, f) Quadros de tempo final-sistólica correspondente. (c, g) Diastólica final prazos de uma fatia de eixo longo horizontal. (d, h) Quadros de tempo final-sistólica correspondente. Interrupções de sinal causadas por RF campo não-uniformities são marcadas por setas amarelas. Erros de gatilho ligeiro causados pela latência da onda de pulso são descritos na vista do eixo longo da varredura acionadas por pulso (seta vermelha). Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 5 : Sinais de ECG representativo obtidos fora e dentro do ímã do furo em Tesla 7. (a) sinal de ECG Obtido em dois canais (vermelho, azul) do dispositivo disparador ECG fora do ímã do furo. A onda-R pode ser claramente distinguida. Eventos de gatilho são demarcados em verde. (b) sinal de ECG obtido com o isocentro do íman 7 Tesla do furo. O efeito de MHD claramente afeta o sinal de ECG e particularmente o elemento de S-T do sinal de ECG. As flutuações do sinal forte podem levar a mis desencadeantes. (c) sinal de pulso representante obtida o isocentro do ímã de Tesla 7 furo para comparação. O sinal de pulso não é afetado pelo campo magnético. Observe que a onda de pulso é atrasada em relação a onda-R do ECG. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
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Discussion
Exames de CMR funcionais poderiam ser conduzidos com sucesso em 7 Tesla. Baseado na força do campo conduzido ganho SNR, CINE imagens do coração humano poderiam ser adquiridas com resolução espacial significativamente maior em comparação a 1,5 ou 3 T. Enquanto uma espessura da fatia de 6 a 8 mm e no plano borda voxel comprimentos de 1,2 a 2,0 mm são comumente usados menor campo clínico pontos fortes1,30, as medições em 7 Tesla podia ser conduzida com uma espessura da fatia de 4 mm e uma isotropic resolução de 1,0 mm no plano.
Os resultados obtidos em 7 Tesla são promissores. A qualidade da imagem é comparável à obtida em 1.5 T ou 3 T embora B1+ shims não foi realizado e a sobrecarga experimental foi mantida a um mínimo para facilitar vezes clinicamente aceitáveis de exame para a quantificação de câmara cardíaca. Ocasionalmente, qualidade de imagem ligeiramente foi prejudicada por sinal vazios causados por focal RF campo não-uniformities. Nestes casos, o uso de B1+ shims, que está disponível através de técnicas de transmissão paralela pode ser benéfico. Enquanto essa abordagem é tentador e surgindo no horizonte de aplicações clínicas requer mais considerações sobre a gestão de taxa (SAR) de absorção de sinal.
No lado do acionamento, o sinal de ECG ocasionalmente severamente foi corrompido pelo efeito MHD para que a sincronização de aquisição de imagens com a atividade cardíaca necessária ser conduzido usando o pulso de disparo de abordagem. Ao usar o gatilho de pulso, pode ocorrer ligeiro comprometimento da qualidade da imagem CINE. Esta deficiência é causada pelo tempo que o gatilho do pulso é atrasar com respeito a onda R do ECG. Variações e variação no sinal de pulso de gatilho podem variar até 60 milissegundos. Este fenômeno pode levar a mis desencadeantes e correm o risco de introdução de movimento cardíaco induzido desfoque nas imagens reconstruídas. Como recentemente demonstrada, exata sincronização cardíaca em 7 Tesla pode ser alcançada por explorar plenamente as capacidades técnicas dos dispositivos de gatilho disponível e usando o estado-da-arte gatilho algoritmos19,24. Além disso, o uso de soluções alternativas de acionamento31,32,33 também pode fornecer uma boa base para sincronizada de imagem.
Varredura em ultraelevado-campo vem junto com um significativamente aumento da demanda de hardware. Em particular, os preparativos de varredura são mais complexa contra menor intensidade de campo. Isto pode ser atribuído ao uso de RF bobina equipamentos auxiliares devido à ausência de uma bobina de corpo em scanners de clínicos integrada. Assunto posicionamento requer mais cuidados contra que a rotina instalação clínica em baixa intensidade de campo, desde o conforto do assunto, não só mas também a posição da bobina em relação a tabela tem que ser levado em conta. Essa limitação está relacionada com o design e os recursos do paciente tabelas de hoje para 7 Tesla MRI mas é esperada para ser corrigido com a mudança em curso para a próxima geração de sistemas de MRI 7 Tesla. Apenas recentemente, o primeiro sistema de 7 Tesla MRI foi aprovado para uso clínico para aplicações específicas nos EUA e na Europa. Sobrecarga experimental também é introduzida pelo efeito MHD que severamente pode prejudicar o reconhecimento da onda R. Para garantir uma boa sincronização cardíaca, uma preparação cuidadosa do assunto, uma colocação exata do eletrodo ECG além de uma calibração precisa do algoritmo de gatilho de ECG são necessários24. Em alguns casos, reposicionamento dos eléctrodos ECG após seguir o assunto para o furo pode se tornar necessário. Além disso, para garantir a continuação do exame na presença de graves deficiências de gatilho de ECG, é aconselhável Conecte o dispositivo de gatilho de pulso para o assunto. Como uma alternativa ao desencadeamento de ECG, acústico de provocando31 pode ser utilizado, que é imune aos efeitos de MHD e tem demonstrado ser superior ao pulso de disparo. Se estas considerações e medidas são cuidadosamente incluídas em exames funcionais de CMR no 7 Tesla, o fluxo de trabalho e duração das medições de CINE cardíacas em ultra-alta campos é semelhante de intensidade de campo clínico.
A crescente utilização de sistemas de ultra-alto campo em pesquisa translacional vai avançar os recursos do CMR para a avaliação de doenças cardiovasculares. Os avanços tecnológicos, tais como melhorado RF bobina de tecnologia ou multi-transmitir senhor sistemas ajudará a reduzir a sobrecarga atual experimental e simplificar operações rasamento e preparações de verificação adicional. Dentro deste contexto, uma validação cuidadosa das aplicações CMR romance campo ultra alta contra os aplicativos CMR bem estabelecidas em 1.5 T ou 3 T será essencial.
Este estudo demonstra, que exames de CMR funcionais podem ser realizados com sucesso em 7 Tesla. A força do campo dirigido ganho SNR em campo ultra-alta permite aquisições de CINE com muito alta resolução espacial. Em comparação com a intensidade de campo clínico de 1,5 ou 3 Tesla, a resolução espacial pode ser aumentada por um fator de 3 a 4. A sobrecarga necessária para enfrentar os desafios de várias técnicos experimentais podem ser mantidos a um mínimo. Estes resultados, bem como os futuros desenvolvimentos tecnológicos fornecerá a base para explorações em aplicações mais avançadas como caracterização tecidual miocárdica, imagem metabólica ou imagem de microestrutura.
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Disclosures
Kieran O'Brien e Jonathan Richer são empregados de Siemens Ltd. da Austrália. Jan Rieger e Thoralf Niendorf são fundadores da RM. FERRAMENTAS GmbH, Berlim, Alemanha. Jan Rieger foi CTO e um funcionário da RM. FERRAMENTAS GmbH. Thoralf Niendorf é CEO da MRI. FERRAMENTAS GmbH.
Acknowledgments
Os autores reconhecem as instalações e a assistência científica e técnica da instalação nacional no centro de imagem para imagem avançada, Universidade de Queensland. Também gostaríamos de agradecer a Graham Galloway e Ian Brereton por sua ajuda obter uma concessão CAESIE para Thoralf Niendorf.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 7 Tesla MRI system | Siemens | Investigational Device | |
| 32-Channel -1H-Cardiac Coil | MRI.Tools GmbH | Transmit/Receive RF Coil for MR Imaging and Spectroscopy at 7.0 Tesla | |
| ECG Trigger Device | Siemens | ||
| Pulse Trigger Device | Siemens |
References
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