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Medicine

Resonancia magnética cardiaca en 7 Tesla

doi: 10.3791/55853 Published: January 6, 2019

Summary

El aumento de la sensibilidad inherente a la resonancia magnética de ultra alta campo prometedor para la proyección de imagen de alta resolución espacial del corazón. Aquí, describimos un protocolo personalizado para funcionales de resonancia magnética cardiovascular (RMC) en 7 Tesla utilizando una bobina de radiofrecuencia avanzada de multicanal, campo magnético equilibrado y un concepto de activación.

Abstract

CMR en un campo muy alto (fuerza del campo magnético B0 ≥ 7 Tesla) se beneficia de la ventaja de la relación señal a ruido (SNR) inherente a mayores intensidades de campo magnético y potencialmente proporciona señal mejor contraste y resolución espacial. Mientras prometedores resultados se han obtenido, campo ultra alto CMR es un reto debido a las limitaciones de la deposición de energía y fenómenos físicos como la transmisión no-campo de uniformidades e inhomogeneidades del campo magnético. Además, el efecto magneto-hidrodinámico hace difícil la sincronización de la adquisición de datos con el movimiento cardiaco. Los desafíos están dirigidos actualmente por exploraciones en tecnología novedosa resonancia magnética. Si pueden superar todos los obstáculos, campo ultra alto CMR puede generar nuevas oportunidades para CMR funcional, caracterización de tejido miocárdico, proyección de imagen de microestructura o proyección de imagen metabólica. Reconociendo este potencial, se muestra que varios canales de radiofrecuencia (RF) tecnología adaptados para CMR en 7 Tesla junto con mayor orden B0 equilibrado y una señal de respaldo para activación cardíaca facilita la alta fidelidad CMR funcional. Con la configuración propuesta, cuantificación de cámara cardiaca se puede lograr en épocas de examen similares a los obtenidos en las intensidades de campo inferiores. Para compartir esta experiencia y para apoyar la difusión de esta experiencia, este trabajo describe la instalación y protocolo adaptado para CMR funcional en 7 Tesla.

Introduction

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Resonancia magnética cardiovascular (RMC) es de valor clínico probada con una creciente gama de indicaciones clínicas1,2. En particular, la evaluación de la morfología cardiaca y función es de gran relevancia y típicamente realizado por seguimiento y visualizar que el movimiento del corazón a lo largo del ciclo cardíaco con segmentado () respiración celebrado bidimensional (2D) cinematograpic Técnicas de imagen de CINE). Mientras que se requiere una alta resolución espacio-temporal, contraste del miocardio de sangre alta y alto cociente signal-to-noise (SNR), la adquisición de datos es altamente limitada por el movimiento cardíaco y respiratorio y el uso de la respiración-sostiene múltiples así como la necesidad de de todo corazón o ventricular izquierda cobertura a menudo conduce a tiempos de la exploración extensa. La proyección de imagen paralela, simultánea imágenes multicorte u otra técnicas ayudan a abordar el movimiento de aceleración relacionados con restricciones3,4,5,6.

Por otra parte, beneficiarse de la SNR inherente ganancia en mayores campos magnéticos, sistemas de alto campo con B0 = 3 Tesla se emplean cada vez más en la rutina clínica7,8. El desarrollo también ha promovido investigaciones en campo ultra alto (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. El aumento en la SNR y sangre-miocardio contraste inherente a la mayor intensidad de campo tiene la promesa de ser transferible en CMR funcional mejorada con una resolución espacial que supera los límites15,16, actuales 17. A su vez, nuevas posibilidades de resonancia magnética (de Sr.) basado en caracterización de tejido miocárdico, la proyección de imagen metabólica y proyección de imagen de microestructura son esperado13. Hasta ahora, varios grupos han demostrado la viabilidad de la CMR en 7 Tesla y específicamente la tecnología a medida ultra alto campo ha sido introducido17,18,19,20, 21,22. Con respecto a estos desarrollos prometedores, el potencial de campo ultra alto que CMR puede considerarse todavía sin explotar13. Al mismo tiempo, fenómenos físicos y obstáculos prácticos como inhomogeneidades del campo magnético, radio frecuencia (RF) excitación campo no-uniformidades, artefactos de resonancia, efectos dieléctricos, calentamiento de tejido localizado e intensidad de campo limitaciones de deposición de energía de RF independiente realizar proyección de imagen de campo ultra alto desafiante10,17. Estos últimos se emplean para controlar RF inducida tejido calefacción y para garantizar una operación segura. Por otra parte, Electrocardiograma (ECG) base de disparo puede ser significativamente afectada por el magneto hidrodinámica (MHD) efecto19,23,24. Para hacer frente a los problemas inducidos por la corta longitud de onda en el tejido, muchos elementos transceptor RF bobina los arreglos de discos para CMR en 7 Tesla fueron propuesto21,25,26,27. Transmisión RF paralelo proporciona medios para campo de transmisión formando, también conocido como B1+ equilibrado, que permite para reducir las inhomogeneidades del campo magnético y susceptibilidad artefactos18,28. Mientras que en la etapa actual, algunas de estas medidas podrían aumentar la complejidad experimental, los conceptos han demostrado ser útiles y pueden ser traducidos a las fuerzas del campo clínico de CMR 1.5 T o 3.

Actualmente, 2D estacionario equilibrado libre precesión (bSSFP) CINE la proyección de imagen es el estándar de referencia para clínico funcional CMR en 1.5 T y 3 T1. Recientemente, la secuencia fue empleada con éxito en 7 Tesla, pero un gran número de desafíos siendo19. Paciente específico B1+ equilibrados y más ajustes de la bobina de RF se aplicaron para gestionar restricciones de deposición de energía de RF y cuidado B0 equilibrado fue realizado para controlar la secuencia de bandas artefactos típica. Con un tiempo de exploración promedio de 93 minutos para la evaluación de función ventricular izquierda (LV), los esfuerzos prolongan los tiempos de exploración más allá de los límites clínicamente aceptables. Aquí, secuencias de eco de gradiente estropeado ofrecen una alternativa viable. En 7 Tesla, informaron tiempos de examen total de (29 ± 5) min para evaluación de la función del LV, que corresponde a protocolos clínicos imagen a menor campo fortalezas21. Por lo tanto, eco de gradiente estropeado basado en beneficios CMR de los prolongada T1 tiempos de relajación en ultra alto campo que resultan en un cambio de sangre mejorada-miocardio superior a la proyección de imagen de eco de gradiente en 1.5 T. Esto hace que las estructuras anatómicas sutiles como el pericardio, la válvula mitral y tricúspide válvulas así como los músculos papilares bien identificables. Congruentemente, cuantificación de cámara cardiaca estropeado del eco del gradiente basado en Tesla 7 concuerda estrechamente con LV parámetros derivados de la proyección de imagen de CINE 2D bSSFP en 1.5 T20. Además, precisa cuantificación de cámara (RV) ventricular derecha fue demostrada recientemente utilizando una alta resolución estropeado secuencia eco de gradiente en Tesla 729.

Reconociendo los retos y oportunidades de CMR en ultra alto campo, este trabajo presenta una instalación y protocolo modificado para requisitos particulares para la adquisición de RMC funcional en un escáner de investigación investigación de 7 Tesla. El protocolo describe los fundamentos técnicos, muestra cómo superar impedimentos y proporciona consideraciones prácticas que ayudan a mantener la sobrecarga extra experimental como mínimo. El protocolo de imagen propuesto constituye una cuádruple mejora la resolución espacial versus práctica clínica de hoy. Está destinado a proporcionar una guía para adaptadores clínicos, médico científicos, investigadores traslacionales, expertos de aplicación, señor técnicos, tecnólogos e ingresan en el campo.

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Protocol

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El estudio es aprobado por el Comité de ética de la Universidad de Queensland, Queensland, Australia y el consentimiento informado se ha obtenido de todos los temas incluidos en el estudio.

1. los sujetos

  1. Reclutar a voluntarios sujetos mayores de 18 años de edad internamente en la Universidad de Queensland.
  2. Consentimiento informado
    1. Informar a cada sujeto sobre los riesgos potenciales de sufrir el examen antes de entrar en la zona de seguridad de la proyección de imagen de resonancia magnética (MRI). Específicamente, analizar la exposición de ultra alto campo magnético y posibles contraindicaciones para ser sometidos a un examen de MRI. Informar al sujeto que participa en el examen es voluntario y que en todo momento puede cancelar el examen. Consentimiento informado por escrito.
    2. Explicar el procedimiento al participante. Ya que la proyección de imagen se realiza durante la respiración mantenga en la expiración final y retención de la respiración coherente es parte integral de la calidad de imagen, entrenador el tema en técnica antes de la exploración de la respiración.
    3. Realizar cribado de seguridad Señor sobre todos los temas antes de entrar en la zona de seguridad de MRI en la escritura y antes de entrar a la sala de escáner. Excluir a pacientes con contraindicaciones para ser sometidos a un examen de MRI(por ejemplo, marcapasos, desfibriladores implantados, otros implantes médicos inseguros o claustrofobia).
  3. Pedir el tema para cambiar en peelings antes de entrar a la sala de escáner.

2. preparación

  1. Configurar el hardware adicional necesario para operar el 32 canal dedicado 1H cardiaca transceptor (Tx/Rx) RF bobina26 en la tabla de pacientes como se indica en la Figura 1a y b. Aparte de un pequeño divisor eléctrica (figura 1C), el equipo de bobina auxiliar compone de una caja de divisor de potencia y caja de cambio de fase (figura 1 d) y una caja de interfaz de Tx/Rx (Figura 1e) para cada una de las dos secciones de la bobina de RF que se colocado por debajo y sobre el tema. La mayor parte acomoda el local transmitir electrónica, que es necesario para la excitación de la señal en 7 Tesla, desde bobinas de cuerpo jaula tradicional como comúnmente empleadas en 1.5 T y 3.0 T no están disponible.
  2. El hardware adicional de la bobina de RF en el extremo superior de la tabla paciente como se describe en la Figura 1b y vincular los cuadros de individuales junto con los cables de bayoneta Neill-Concelman (BNC). Desde la distancia que la tabla paciente puede conducir a la resonancia magnética es limitado, asegúrese de dejar suficiente espacio en la mesa de paciente para la infraestructura de la bobina garantizar que el corazón del sujeto puede colocarse con el centro de la bobina en el isocentro del el imán.
  3. Conectar las cajas de interfaz de Tx/Rx a los cuatro bobina enchufes en la mesa de paciente.
  4. Coloque el centro de la matriz posterior de la bobina 147 cm del extremo superior de la tabla paciente (Figura 1b). Este punto define donde la matriz posterior de la bobina debe estar para asegurarse de que el corazón del sujeto es en el isocentro del imán si la tabla paciente máximo es conducida en el agujero. La colocación en el lugar predefinido bobina es crucial, para garantizar un funcionamiento óptimo. Determinar la posición óptima de la matriz posterior de la bobina, así como la colocación de los equipos auxiliares en pruebas preliminares incluyendo a varios voluntarios de diferente altura.
  5. Conecte los cuatro cables de la matriz posterior de la bobina en los zócalos correspondientes de la caja de interfaz de Tx/Rx de la matriz posterior.
  6. Conecte los cuatro módulos de la matriz de la bobina anterior con la caja de interfaz de Tx/Rx para la matriz superior y voltee la matriz el equipo de bobina auxiliar para permitir el posicionamiento del tema.
  7. Coloque los tres electrodos de ECG en el cuerpo del sujeto. Siga las pautas del vendedor para la colocación de electrodos asegurar un funcionamiento óptimo del algoritmo de disparo del sistema.
  8. Coloque al objeto sobre la mesa de paciente (figura 1f). Críticamente, asegúrese de que esté colocado el corazón del sujeto central a la bobina posterior para garantizar la exploración en el isocentro del imán. Dependiendo de la altura del sujeto, la cabeza debe colocarse encima de los conectores de la caja de bobina/interfaz, coloque los cables cuidadosamente y utilice acolchonamiento adecuado para garantizar la comodidad y conformidad del sujeto.
  9. Conecte el dispositivo de disparo a los electrodos del ECG.
  10. Conecte el dispositivo disparador de pulso el dedo índice del sujeto. Utilice este segundo dispositivo para accionar en caso de graves distorsiones de la señal de ECG por el efecto de MHD.
  11. Mano la seguridad exprima la bola a los sujetos.
  12. Equipar al tema con auriculares y audífonos para reducir la exposición al ruido y a permitir la comunicación con el tema.
  13. Coloque la bobina anterior en el pecho del sujeto, de forma que los cables que conectan a los enchufes E F y G H se encuentra a la derecha e izquierda de la cabeza del sujeto, respectivamente.
  14. Coche que llevaba el tema en el escáner. Realizar la operación de conducción manual y asegúrese de que el botón de velocidad de los controles de tabla está en la posición off para garantizar la seguridad del sujeto durante el proceso de conducción. No utilice el modo automático como la velocidad de cuadro variable en este modo está optimizada para la proyección de imagen neura y la distancia en la tabla puede ser conducida automáticamente en el agujero está limitado por el hardware del escáner.
  15. Compruebe si es posible la comunicación a los sujetos a través de la intercomunicación y el sujeto se siente bien.
  16. Sr. proyección de imagen
    1. Ejecución básica localizador (scout) escanea a lo largo de los tres ejes degradados físicos sector planificación y B0-equilibrado.
    2. Utilice un ECG-accionado rápido bajo el ángulo de disparo de secuencia (FLASH) con los siguientes parámetros de adquisición: campo de visión (FOV) = 400 mm, matriz = 192 x 144, rebanadas por eje gradiente = 1, espesor = 8 mm, eco tiempo (TE) = 1,24, tiempo de repetición (TR) = 298 ms, flip ángulo = 10°.
    3. Aplicar RM paralelo con factor de aceleración = 2, líneas de referencia = 24 y generalizado autocalibrating reconstrucción de adquisiciones parcialmente paralela (GRAPPA).
    4. Utilice las imágenes de localizador para verificar que el corazón del sujeto se coloca en el isocentro del imán. Vuelva a colocar al tema si es necesario.
  17. 3rd orden equilibrado de B0
    1. Abra la herramienta de cuña de orden 3rd (Figura 2a) y restablecer todas 3rd orden calza las corrientes (figura 2b).
    2. Prescribir el volumen de la cuña para equilibrado adecuado sobre una región que cubre el corazón (figura 2C).
    3. Ejecutar que un flujo avanzado activados por no compensado secuencia 2D multi-eco FLASH calza para el cálculo de las corrientes de cuña 3rd orden. Utilice los siguientes parámetros: FOV = 400 x 400 mm, matriz = 80 x 80, rebanadas = 64, espesor = 5,0 mm, TE1 = 3.06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, ángulo flip = factor de aceleración de 20 °, MRI paralelo (GRAPPA), = 2, líneas de referencia = 24.
    4. Para calcular y aplicar las 3 corrientes de calce de ordenrd , abra el siguiente protocolo y copiar el volumen de la cuña antes mencionados. Ejecutar el programa SetShim en el menú de inicio (Figura 2a). A continuación, abra la ventana de Ajustes del Manual en el menú de Opciones (Figura 2d). En la ficha de cuña 3D , haga clic en calcular | Aplicar para establecer las corrientes calza para la orden de 2nd (figura 2e). Por último, establecer las corrientes calza haciendo clic en Shim_3rd establecer en la herramienta de cuña de orden 3rd (figura 2b).
    5. Cierre la ventana de Ajustes del Manual . Mantener el volumen de la cuña y las corrientes de cuña fijadas durante el resto del examen. Tenga en cuenta que el procedimiento de relleno puede ser altamente específicas del sistema.
  18. Adquirir más localizadores para apoyar la planificación de corte oblicuo doble. A menos que se indique lo contrario, use un aliento sostenido y secuencia FLASH 2D ECG-accionado con los siguientes parámetros para todas las mediciones de localizador: FOV = 360 x 290 mm, matriz = 256 x 206, espesor = 6,0 mm, TE = 1.57, TR = 3,9 ms, flip ángulo = 35 °, MRI paralelo (GRAPPA), accelera ciones factor: 2, líneas de referencia: 24. Advertir al paciente para mantener la respiración en su vencimiento. Empleamos alta ángulos flip o utilizar un protocolo de cine segmentado (véase abajo) para lograr mejor contraste.
    1. Adquirir el localizador de cámara 2 (1 rebanada), perpendicular prevista en lo scout axial paralelo a la pared septal (figura 3a).
    2. Adquirir la perpendicular de 4 cámara localizador (1 rebanada), previsto en el segmento de 2 cámara localizador a través de la válvula mitral y el ápice del ventrículo izquierdo (figura 3b).
    3. Adquirir el localizador eje corto (7 rebanadas, FOV = 360 x 330 mm), planeado perpendicular en el localizador de 4 cámara paralelo a la válvula mitral y perpendicular a la pared septal (Figura 3C).
  19. Realizar las adquisiciones de CINE. Uso una respiración alta resolución sostuvo desencadenados por ECG segmentado secuencia FLASH 2D con los siguientes parámetros: FOV = 360 x 270 mm, matriz = 256 x 192/264 x 352, espesor = 4,0 mm, TE = 3.14, TR = ms 6,3, ángulo flip = segmentos de 35-55 ° = 7, MRI (GRAPPA), fa de aceleración en paralelo ctor = 2/3, resolución temporal = 42.6/44.3 ms.
    1. Comenzar con la vista 4 Cámara ventricular izquierdo (eje largo horizontal, HLA) rebanadas. Plan de la rebanada central a través del centro de la válvula mitral y tricúspide válvulas y el ápice del ventrículo izquierdo (Figura 3d). Adquirir cada rebanada en un asimiento de la respiración individual en expiración.
    2. A continuación, adquirir los cortes de eje corto ventricular izquierda. El plan les perpendicular a lo HLA y paralelo a la válvula mitral que cubre el ventrículo izquierdo todo desde la base hasta el ápice (figura 3e). Para asegurar la prueba exacta de la función, colocar la primera rodaja con precisión en las inserciones de prospecto de la válvula mitral, por lo que el centro de la rodaja es dentro del ventrículo. Una vez más, adquirir cada rebanada en un asimiento de la respiración individual en expiración.

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Representative Results

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Resultados representativos de exámenes de CINE cardiacos derivados de voluntarios están representados en la figura 4. Se muestran marcos de tiempo diastólicos y sistólicos de eje corto y eje de cuatro cámaras vistas del corazón humano. La resolución espacial significativamente mayor para las vistas del eje corto (figura 4a, 4b, 4e, 4f) en comparación con los puntos de vista de eje largo (figura 4C, 4D, 4 g, 4 h) es claramente visible. Tanto en corto como rebanadas de eje largo, las imágenes proporcionan un amplio contraste de signal-to-noise y sangre-miocardio delinear claramente las paredes miocardio, aún cuando emplee un tan fina como de 4 milímetros de grosor de corte. El esquema de aceleración de imágenes paralelas empleadas reconstruir las imágenes con alta calidad de imagen y sin mejora de ruido visible.

Debido a la falta de reconocimiento de onda R del ECG, pulso oximetría base disparo fue utilizado para la adquisición de la imagen a la derecha (Figura 4e-4 h). La inquietud en el pico de señal de oximetría de pulso inducido por artefactos de movimiento menor que fueron pronunciados durante los períodos de contracción cardiaca y relajación como se destaca en la vista de eje largo que se muestra en la figura 4 h (flecha roja). Vacíos de señal debido a interferencias destructivas en el campo de la transmisión están marcados con flechas amarillas.

Las señales de ECG en un canal del dispositivo de activación en un sujeto sano se representan en la figura 5. Al comparar la señal del ECG adquirida fuera el imán agujero (figura 5a) a la obtenida con el tema que se coloca en el isocentro del imán (figura 5b), diferencias significativas se hacen evidentes. Dentro de ultra alto campo magnético, la señal del ECG está dañada seriamente por el efecto de MHD. El fenómeno adverso se presenta de la interacción entre la sangre fluida conductor con el campo magnético externo. Se induce un campo eléctrico distorsionador superposición de los campos de despolarización del corazón y así corrompe la señal recogida por los electrodos de ECG en la piel del sujeto. El efecto MHD escalas con B0 y es particularmente pronunciado durante las fases cardiacas sistólica aórtica del flujo de, razón por la cual se afecta principalmente el segmento S-T de la señal de ECG. Aunque la onda R de la señal de ECG es típicamente no afectada, puede afectar la sincronización cardíaca y reconocimiento de onda R. Es de destacar que, debido a las distorsiones de la señal de ECG, no pueden utilizarse como un indicador de la condición de emergencia paciente señales ECG obtenidas en presencia de campos magnéticos altos. Una señal representativa obtenida dentro del alesaje del imán se muestra en la figura 5 c. La señal de pulso no se ve afectada por el campo magnético. El retraso de la onda del pulso de la onda R en 0 ms, que puede introducir artefactos, es claramente visible.

Figure 1
Figura 1 : Montaje experimental y elementos del 32 canal cardiaca bobina de Tx/Rx y bobina hardware. (a, b) El hardware auxiliar compuesto por 7 cajas de hardware y conexión de cables BNC se coloca en el extremo superior de la tabla paciente en orden de proporciona tanto espacio como sea posible para el tema de posicionamiento. Los elementos posteriores y anteriores de la bobina están conectados con ocho cables a las cajas de interfaz. Para el sistema la matriz posterior de la bobina se coloca no más de 1470 mm desde el extremo superior de la tabla, para asegurar la colocación del corazón en el isocentro del imán. c caja del divisor de pequeña potencia. d un divisor de potencia y el desplazador de fase de la caja cada uno para el arreglo de bobina posterior y anterior. e cajas de interfaz Tx/Rx para el anterior (arriba) y posterior (inferior) la bobina de matriz. Naranja y negras flechas punteadas indican transmisión (Tx) y reciban vías de señal (Rx). (f) objeto colocado en la matriz posterior de la bobina. La cabeza descansa sobre un cojín en los conectores de la 8 bobina. El lugar de la bobina predefinidas está marcado con una etiqueta roja. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 2
Figura 2 : 3rd orden equilibrado utilizando las herramientas de ajuste y de la calza de sistemas. (a) menú de inicio con botones para la herramienta de "cuña de ordenrd 3" y programa "set calza". (b) la herramienta cuña de ordenrd 3". (c) posicionamiento de la región de ajuste sobre el corazón. (d) a partir de la herramienta "Ajustes" en el menú "Opciones". (e) "herramienta ajustes" con los botones para calcular y aplicar las 2 corrientes de cuña ordennd en la ficha "3D calza" por favor haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 3
Figura 3 : Cortar la planificación para la proyección de imagen cardiaca del CINE. (a) planificación del perpendicular 2 cámaras localizador en localizador básico. (b) planificación de perpendicular de localizador 4 Cámara cámara 2 localizador (c) planificación del localizador de eje corto en localizador de cámara 2 (izquierda) y la perpendicular en el localizador de la cámara 4 (derecha). (d) planificación de perpendicular de vista de 4 Cámara ventricular izquierda en el localizador eje corto (izquierda) y el localizador de cámara 2 (derecha). (e) planificación de eje corto ventricular izquierda rebanadas en vista de 4 Cámara ventricular izquierda (izquierda) y localizador de cámara 2 (derecha).

Figure 4
Figura 4 : Resultados representativos de alta resolución CINE proyección de imagen cardiaca en dos temas con ECG disparo (a-d) y pulso de disparo (e-h). (a, e) Plazos diastólica final de un segmento de eje corto mediados de-ventricular adquirido con una resolución espacial de 1.0 x 1.0 x 4 mm3. (b, f) Correspondientes plazos telesistólico. (c, g) Plazos diastólica final de un segmento de eje largo horizontal. (d, h) Correspondientes plazos telesistólico. Salidas de señal por RF no-campo de uniformidades son marcados por flechas amarillas. Errores de activación leve causados por la latencia de la onda de pulso se representan en la vista de eje largo de la exploración del pulso disparado (flecha roja). Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 5
Figura 5 : Señales de ECG representativa obtenidas fuera y dentro el imán dio a Tesla 7. (a) alesaje de la señal ECG obtenida en los dos canales (rojo, azul) del dispositivo de disparo ECG fuera del imán. La onda R puede ser claramente distinguida. Eventos de disparo son demarcados en color verde. (b) alesaje de la señal ECG obtenida en el isocentro del imán 7 Tesla. El efecto MHD claramente afecta a la señal de ECG y sobre todo el elemento de la S-T de la señal de ECG. Las fluctuaciones de señal fuerte pueden conducir al mal disparo. (c) señal de pulso representante en el isocentro del imán 7 Tesla del alesaje para la comparación. La señal de pulso no se ve afectada por el campo magnético. Tenga en cuenta que la onda de pulso se retrasa con respecto a la onda R de ECG. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Discussion

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Exámenes funcionales de CMR podrían llevarse a cabo con éxito en 7 Tesla. Basado en la fuerza del campo impulsada por ganancia SNR, imágenes CINE del corazón humano podrían ser adquiridos con significativamente mayor resolución espacial en comparación con 1.5 o 3 T. Mientras que un grosor de corte de 6 a 8 mm y en el plano borde voxel longitudes de 1.2 a 2.0 mm se utilizan en menor campo clínico fortalezas1,30, las mediciones en 7 Tesla podría llevarse a cabo con un grosor de corte de 4 mm y un isotrópico resolución de 1,0 mm en el plano.

Los resultados obtenidos en 7 Tesla son prometedores. La calidad de imagen es comparable a la obtenida en 1.5 T ó 3 T B1+ equilibrado no se realizó y la sobrecarga experimental se mantuvo al mínimo para facilitar tiempos de examen clínico aceptable para la cuantificación de la cámara cardiaca. De vez en cuando calidad de imagen fue un poco deteriorada por vacíos de señal causadas por focal RF campo no-uniformidades. En estos casos, el uso de la B1+ equilibrado, que está disponible a través de técnicas de transmisión paralelo podría ser beneficioso. Mientras que este enfoque es tentador y que se avecina en el horizonte de aplicaciones clínicas requiere más consideraciones sobre la gestión de tasa (SAR) de absorción de señal.

Del lado de disparo, la señal de ECG en ocasiones seriamente fue corrompida por el efecto MHD para que sincronización de adquisición de la imagen con la actividad cardiaca debe llevarse a cabo mediante el pulso de disparo enfoque. Cuando utilice el gatillo de pulso, puede ocurrir leve deterioro de la calidad de imagen CINE. Este deterioro es causado por el tiempo que el disparador de pulso se retrasa con respecto a la onda R del ECG. Variación en la señal de disparo del pulso y las variaciones pueden ser hasta 60 milisegundos. Este fenómeno puede llevar a mal accionar y corre el riesgo de introducción de movimiento cardiaco inducido por desenfoque en las imágenes reconstruidas. Como recientemente demostrado, precisa sincronización cardiaca en 7 Tesla se logra aprovechar al máximo las capacidades técnicas de los dispositivos de disparo disponible y usando tecnología de punta gatillo algoritmos19,24. Además de esto, el uso de soluciones alternativas de activación31,32,33 también puede proporcionar una buena base para sincroniza la proyección de imagen.

Exploración en el campo de ultra alta viene junto con una demanda significativamente creciente de hardware. En particular las preparaciones de exploración son más complejos y baja las intensidades de campo. Esto se puede atribuir al uso de RF coil equipos auxiliares debido a la ausencia de una bobina de cuerpo integrado en analizadores clínicos. Tema de posicionamiento requiere más cuidado versus que la configuración clínica rutinaria a intensidades de campo inferiores, desde la comodidad del sujeto, sino también la posición de la bobina con respecto a la tabla tiene que ser tomado en cuenta. Esta limitación está relacionada con el diseño y las funciones de tablas paciente de hoy de 7 Tesla MRI pero se espera que con el actual paso a la próxima generación de sistemas de MRI de 7 Tesla. Recientemente, el primer sistema de 7 Tesla MRI fue aprobado para uso clínico para aplicaciones específicas en los Estados Unidos y Europa. Arriba experimental también se introduce por el efecto de MHD que puede deteriorar gravemente el reconocimiento de la onda R. Para asegurar una buena sincronización cardiaca, una preparación cuidadosa del tema, una precisa colocación del electrodo del ECG además una calibración exacta del algoritmo de disparo ECG son necesarias24. En algunos casos, podría ser necesaria cambiar la posición de los electrodos de ECG después de mover al objeto en el orificio. También, para asegurar la continuación del examen en presencia de severas deficiencias de gatillo de ECG, es recomendable conectar el aparato de disparo del pulso al tema. Como alternativa al ECG de activación, podría utilizarse acústico desencadenando31 , que es inmune a los efectos de la MHD y ha demostrado ser superior a pulso de disparo. Si estas consideraciones y medidas cuidadosamente se incluyen en los exámenes funcionales de CMR en 7 Tesla, el flujo de trabajo y la duración de cardiacas medidas de CINE en los campos de altas es similar a la a las intensidades de campo clínico.

La creciente utilización de sistemas de ultra alto campo en investigación traslacional avanzará las capacidades de CMR para la evaluación de las enfermedades cardiovasculares. Avances tecnológicos tales como mejorar la bobina tecnología o multi-transmitir Señor sistemas ayudarán a reducir la sobrecarga experimental actual y optimizar las preparaciones de escaneo adicional y las operaciones de relleno. Dentro de este contexto, es esencial una cuidadosa validación de las aplicaciones de CMR de ultra alto campo de la novela contra las aplicaciones CMR bien establecidas en 1.5 T ó 3 T.

Este estudio demuestra, que exámenes funcionales de CMR pueden realizarse con éxito en 7 Tesla. La fuerza del campo impulsada por ganancia SNR en ultra alto campo permite adquisiciones de CINE con muy alta resolución espacial. En comparación con las fuerzas del campo clínico de 1.5 o 3 Tesla, la resolución espacial puede incrementarse por un factor de 3 a 4. La sobrecarga necesaria para abordar los diversos retos técnicos experimentales pueden mantenerse al mínimo. Estos resultados, así como los futuros desarrollos tecnológicos que proporcionan la base para exploraciones en aplicaciones más avanzadas como caracterización de tejido miocárdico, la proyección de imagen metabólica o proyección de imagen de microestructura.

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Disclosures

Kieran O'Brien y Jonathan Richer son empleados de Siemens Ltd. de Australia. Jan Rieger y Thoralf Niendorf son fundadores de MRI. HERRAMIENTAS GmbH, Berlín, Alemania. Jan Rieger fue director y empleado de MRI. HERRAMIENTAS GmbH Thoralf Niendorf es CEO de MRI. TOOLS GmbH.

Acknowledgments

Los autores reconocen las instalaciones y la asistencia científica y técnica de la instalación de la proyección de imagen nacional en el centro de imagen avanzada, Universidad de Queensland. También nos gustaría agradecer a Graham Galloway y Ian Brereton por su ayuda obtener una beca 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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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Resonancia magnética cardiaca en 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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