Waiting
Login processing...

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

Medicine

Kvantificering af human føtal blodgennemstrømning med magnetisk resonansbilleddannelse og bevægelseskompensation

Published: January 7, 2021 doi: 10.3791/61953
Automatic Translation
1,2, 3,4, 4,5, 1,2
1Department of Medical Biophysics, University of Toronto, 2Division of Translational Medicine, The Hospital for Sick Children, 3Labatt Family Heart Centre, The Hospital for Sick Children, 4Department of Pediatrics, University of Toronto, 5Division of Pediatric Cardiology, The Hospital for Sick Children

Summary

Her præsenterer vi en protokol til måling af fostrets blodgennemstrømning hurtigt med MR og retrospektivt udførelse af bevægelseskorrektion og hjertegasning.

Abstract

Magnetisk resonansbilleddannelse (MRI) er et vigtigt redskab til klinisk vurdering af kardiovaskulær morfologi og hjertefunktion. Det er også den anerkendte standard-of-care for kvantificering af blodgennemstrømning baseret på fasekontrast-MR. Mens en sådan måling af blodgennemstrømning har været mulig hos voksne i årtier, er metoder til at udvide denne evne til føtal blodgennemstrømning først for nylig blevet udviklet.

Kvantificering af føtal blodgennemstrømning i større kar er vigtig for overvågning af føtale patologier såsom medfødt hjertesygdom (CHD) og føtal vækstbegrænsning (FGR). CHD forårsager ændringer i hjertestrukturen og vaskulaturen, der ændrer blodets forløb i fosteret. I FGR ændres blodgennemstrømningsvejen gennem udvidelse af shunts, således at den iltede blodforsyning til hjernen øges. Kvantificering af blodgennemstrømningen muliggør vurdering af sværhedsgraden af fosterpatologien, hvilket igen giver mulighed for egnet til behandling af livmoderpatienter og planlægning af postnatal pleje.

De primære udfordringer ved at anvende fasekontrast-MR til det menneskelige foster inkluderer lille blodkarstørrelse, høj føtal puls, potentiel MR-datakorruption på grund af moderens åndedræt, uforudsigelige fosterbevægelser og mangel på konventionelle hjertegatingmetoder til at synkronisere dataindsamling. Her beskriver vi den seneste tekniske udvikling fra vores laboratorium, der har muliggjort kvantificering af fostrets blodgennemstrømning ved hjælp af fasekontrast-MR, herunder fremskridt inden for accelereret billeddannelse, bevægelseskompensation og hjertegasning.

Introduction

Omfattende vurdering af fostercirkulationen er nødvendig for at overvåge føtale patologier såsom føtal vækstbegrænsning (FGR) og medfødt hjertesygdom (CHD)1,2,3. I utero afhænger patientstyring og planlægning af postnatal pleje af sværhedsgraden af fosterpatologien 4,5,6,7. Gennemførligheden af kvantificering af fostrets blodgennemstrømning med MR og dets anvendelser til vurdering af fosterpatologier er for nylig blevet påvist 3,8,9. Billeddannelsesmetoden står imidlertid over for udfordringer, såsom øgede billeddannelsestider for at opnå høj spatiotemporal opløsning, mangel på hjertesynkroniseringsmetoder og uforudsigelig føtal bevægelse10.

Føtal vaskulatur omfatter små strukturer (~ 5 mm diameter for større blodkar, der omfatter den faldende aorta, ductus arteriosus, stigende aorta, hovedlungearterie og overlegen vena cava11,12,13). For at løse disse strukturer og kvantificere flow kræves billeddannelse ved høj rumlig opløsning. Desuden er fostrets puls ca. dobbelt så høj som en voksen. En høj tidsmæssig opløsning er således også nødvendig for at løse dynamisk hjertebevægelse og blodgennemstrømning over fostrets hjertecyklus. Konventionel billeddannelse ved denne høje spatiotemporale opløsning kræver relativt lange anskaffelsestider. For at løse dette problem er accelereret føtal MR14,15,16 blevet introduceret. Kort fortalt involverer disse accelerationsteknikker undersampling i frekvensdomænet under dataindsamling og retrospektiv high-fidelity-rekonstruktion ved hjælp af iterative teknikker. En sådan tilgang er komprimeret sensing (CS) rekonstruktion, som tillader rekonstruktion af billeder fra stærkt undersamplede data, når det rekonstruerede billede er sparsomt i et kendt domæne, og undersamplingartefakter er usammenhængende17.

Bevægelse i fosterbilleddannelse udgør en stor udfordring. Bevægelseskorruption kan opstå ved moderens åndedrætsbevægelse, moderens bulkbevægelse eller grov fosterbevægelse. Maternal respiration fører til periodiske oversættelser af fosteret, mens fosterbevægelser er mere komplekse. Fosterbevægelser kan klassificeres som lokaliserede eller brutto10,18. Lokaliserede bevægelser involverer bevægelse af kun segmenter af kroppen. De varer typisk i ca. 10-14 s, og deres frekvens stiger med drægtighed (~ 90 i timen ved termin)10. Disse bevægelser forårsager generelt små korruptioner og påvirker ikke billeddannelsesområdet af interesse. Imidlertid kan grove fosterbevægelser føre til alvorlig billedkorruption med gennemgående flybevægelseskomponenter. Disse bevægelser er hele kropsbevægelser formidlet af rygsøjlen og varer i 60-90 s.

For at undgå artefakter fra fosterbevægelse tages der først skridt til at minimere moderens bevægelser. Gravide kvinder gøres mere afslappede ved hjælp af støttende puder på scannersengen og klædt i behagelige kjoler og kan have deres partnere til stede ved siden af scanneren for at reducere klaustrofobi 19,20. For at afbøde virkningerne af moderens åndedrætsbevægelse har undersøgelser udført føtale MR-undersøgelser under moderens åndedrætsgreb21,22,23. Sådanne erhvervelser skal dog være korte (~ 15 s) i betragtning af den reducerede åndedrætstolerance hos gravide forsøgspersoner. For nylig er retrospektive bevægelseskorrektionsmetoder blevet introduceret til føtal MR14,15,16. Disse metoder sporer fosterbevægelse ved hjælp af registreringsværktøjssæt og korrigerer for bevægelse eller kasserer ukorrekte dele af erhvervede data.

Endelig erhverves postnatal hjerte MR-billeder konventionelt ved hjælp af elektrokardiogram (EKG) gating for at synkronisere dataindsamling til hjertecyklussen. Uden gating kombineres hjertebevægelse og pulsatilstrøm fra hele hjertecyklussen og producerer artefakter. Desværre lider fosterets EKG-signal af interferens fra moderens EKG-signal24 og forvrængninger fra magnetfeltet25. Derfor er der foreslået alternative ikke-invasive tilgange til føtal hjerte-gating, herunder selvgating, metrisk optimeret gating (MOG) og doppler ultralyd gating21,26,27,28.

Som beskrevet i de følgende afsnit udnytter vores MR-tilgang til kvantificering af føtal blodgennemstrømning en ny gating-metode, MOG, udviklet i vores laboratorium og kombineret med bevægelseskorrektion og iterativ rekonstruktion af accelererede MR-erhvervelser. Tilgangen er baseret på en pipeline i en tidligere offentliggjort undersøgelse14 og består af følgende fem faser: (1) føtal blodgennemstrømning, (2) rekonstruktioner i realtid, (3) bevægelseskorrektion, (4) hjertegating og (5) gated rekonstruktioner.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Alle MR-scanninger blev udført med informeret samtykke fra frivillige som en del af en undersøgelse godkendt af vores institutionelle forskningsetiske råd.

BEMÆRK: Metoderne beskrevet nedenfor er blevet brugt på et 3T MR-system. Erhvervelsen udføres ved hjælp af en radial fasekontrast MR-sekvens. Denne sekvens blev fremstillet ved at ændre udlæsningsbanen (for at opnå et stellatmønster) af producentens kartesiske fasekontrast MR. Sekvens- og prøveprotokollerne er tilgængelige efter anmodning via vores C2P-udvekslingsplatform. Alle rekonstruktioner i dette arbejde blev udført på en standard stationær computer med følgende specifikationer: 32 GB hukommelse, 3, 40 GHz processor med 8 kerner og 2 GB grafikkort med 1024 compute unified device architecture (CUDA) kerner. Billedrekonstruktion blev udført på MATLAB. Ikke-ensartet hurtig Fourier-transformation (NUFFT)29 blev udført på grafikbehandlingsenheden (GPU). Bevægelseskorrektionsparametre blev beregnet ved hjælp af elastix30. Figur 1 viser protokollen i kronologisk rækkefølge og sporer, hvordan de erhvervede hastighedskoder (farvekodet i figur 1) behandles med repræsentative billeder på hvert trin i genopbygningen. Rekonstruktionskoden er tilgængelig på https://github.com/datta-g/Fetal_PC_MRI. Selvom vi leverer trinene i protokollen her, er de fleste af disse algoritmetrin automatiseret i vores pipeline.

1. Fagpositionering og lokaliseringseksaminer

  1. Hjælp moderen med at placere sig på MR-bordet i sin foretrukne behagelige position, normalt liggende eller laterale decubituspositioner, til MR-undersøgelsen.
  2. Placer hjertespolen over moderens abdominale område.
  3. Læg MR-bordet i magnetboringen og underret moderen om, at scanningen er ved at starte.
  4. Kør en lokaliseringsundersøgelse for at finde fosterkroppen (opløsning: 0,9 x 0,9 x 10 mm3, TE/TR: 5,0/15,0 ms, FOV: 450 x 450 mm2, skiver: 6).
  5. Kør en raffineret lokaliseringsundersøgelse for at finde fostervaskulaturen med skivegruppen centreret om fosterets hjerte (opløsning 1,1 x 1,1 x 6,0 mm3, TE / TR: 2,69 / 1335,4 ms, FOV: 350 x 350 mm2, skiver: 10, orientering: aksial til foster).
  6. Gentag de raffinerede lokaliseringer med sagittale og koronale orienteringer for et klarere billede af fosterkarrene.
  7. Gentag de raffinerede lokalisatorer i tilfælde af grov fosterbevægelse.

2. Erhvervelse af føtal blodgennemstrømningsdata

  1. Find fosterfartøjer ved hjælp af localizer-eksamenerne. For eksempel er den faldende aorta et langt lige fartøj nær rygsøjlen i sagittalplanerne. De stigende aorta og hoved lungearterier kan identificeres som skibe, der forlader henholdsvis venstre og højre ventrikel. Ductus arteriosus kan spores som et nedstrøms segment af hovedlungearterien proximal til den faldende aorta. Den overlegne vena cava kan identificeres fra aksiale planer nær bunden af fosterets hjerte som fartøjet ved siden af den stigende aorta.
  2. Foreskriv en skive vinkelret på aksen af fosterfartøjet af interesse. Drej og flyt skiveretningslinjen på MR-konsolcomputeren, så den skærer målbeholderen vinkelret.
  3. Indstil scanningsparametrene (anskaffelsestype: radialfasekontrast MR, opløsning: 1,3 x 1,3 x 5,0 mm 3, ekkotid (TE)/ gentagelsestid (TR):3,25/5,75 ms, synsfelt (FOV): 240 x 240 mm2, skive: 1, hastighedskodning: 100-150 cm/s afhængigt af fartøj af interesse, hastighedskodningsretning: gennem plan, radiale visninger: 1500 pr. kode, fri vejrtrækning).
  4. Kør scanningen, og bekræft recepten baseret på den indledende tidsgennemsnitlige rekonstruktion, der blev udført og vist på MR-konsolcomputeren. Gentag lokaliseringsscanningerne og fasekontrastscanningerne, hvis målfartøjet er fraværende eller uidentificerbart i den indledende rekonstruktion. Erhvervede rådata er repræsenteret i skemaet i figur 1A med hastigheden kompenseret og gennem flyopkøb farvekodet som henholdsvis rød og blå.
  5. Gentag fostrets blodgennemstrømningsdataindsamling for hvert målblodkar.
    BEMÆRK: De erhvervede rådata (format: DAT-filer) skal overføres til offline rekonstruktion. På Siemens-scannere kan dette f.eks. udføres ved at køre 'twix'. De erhvervede rådata højreklikkes fra listen anskaffelser, og "kopier total raid-fil" vælges.

3. Bevægelseskorrektion af fostermålinger

  1. Rekonstruer realtidsserier (tidsmæssig opløsning: 370 ms, radiale visninger: 64) fra de erhvervede data ved hjælp af CS med 15 iterationer af en konjugeret gradientnedstigningsoptimering, der udnytter rumlig total variation (STV, vægt: 0,008) og tidsmæssig total variation (TTV, vægt: 0,08) regulering som repræsenteret af skemaet i figur 1B.
  2. Vælg en interesseregion (ROI), der omfatter det fartøj, der er af interesse fra denne første rekonstruktion i realtid ved hjælp af en grafisk brugergrænseflade udviklet i MATLAB. I dette trin skal brugeren tegne en kontur, der omslutter fostrets anatomi, såsom målets store kar eller fosterets hjerte.
  3. Udfør stiv kropsbevægelsessporing med elastix 30 (baseret på normaliseret gensidig information med empirisk optimerede parametre: 4 pyramideniveauer,300 iterationer og translationelle transformationer).
  4. Afvis sporede realtidsrammer, der deler lav gensidig information (MI) med alle andre rammer (hvorved MI er mindre end 1,5 gange interkvartilområdet fra det gennemsnitlige MI). Disse rammer anses for at være repræsenteret gennem planbevægelse eller grov fosterbevægelse.
  5. Brug MR-data svarende til den længste serie af kontinuerlige realtidsrammer (uden huller) fra de resterende rammer som den hvilende periode, der bruges til yderligere rekonstruktion.
  6. Interpolere translationelle bevægelseskorrektionsparametre fra den tidsmæssige opløsning af realtidsserien (370 ms) til TR for den hvilende erhvervelse (5,75 ms).
  7. Anvend interpolerede parametre på den definerede hvilende periode af MR-dataene ved at modulere fasen som i:
    Equation 1

    hvor s' er bevægelseskorrigerede data, k x og k y er koordinaterne i k-rummet, s er de erhvervede ukorrigerede data, Δ x og Δy er de sporede forskydninger i rummet, og j repræsenterer Equation 3.
    BEMÆRK: Alle numeriske værdier af reguleringskoefficienter i dette arbejde blev optimeret i tidligere eksperimenter. Dette blev opnået ved hjælp af en brute-force-gittersøgning for at finde de reguleringskoefficienter, der minimerede fejlen mellem rekonstruktioner af et stærkt samplet føtalreferencedatasæt og retrospektivt undersamplede sager fra det samme datasæt.

4. Løsning for føtal puls

  1. Rekonstruer en anden billedserie i realtid ved en højere tidsmæssig opløsning (tidsmæssig opløsning: 46 ms, radiale visninger: 8) ved hjælp af de erhvervede data ved hjælp af CS, igen med 15 iterationer af en konjugeret gradientnedstigningsoptimering med STV (vægt: 0,008) og TTV (vægt: 0,08) regulering som repræsenteret af skemaet i figur 1C.
  2. Vælg et investeringsafkast, der omfatter fosterfartøjet af interesse.
  3. Kør multiparameter MOG på realtidsserien for at udlede den tidsafhængige fosterpuls.
  4. Bin-bevægelse korrigerede MR-data i 15 hjertefaser ved hjælp af den afledte pulsbølgeform. I dette trin beregnes de tidsmæssige grænser for hjertefaserne ved hjælp af hjertefrekvensen fra det foregående trin. For eksempel er grænserne for den i th fase i kth hjerteslag givet ved:
    Equation 2a
    Equation 2b
    hvor HR (K) er det tidspunkt, hvor det kth hjerteslag opstår. Tidsstemplet for den nth radiale erhvervelse er givet ved (n x TR). Data med tidsstempler, der falder inden for grænserne af en hjertefase, tildeles den fase.
    BEMÆRK: MOG er en gating-teknik26, der omfatter iterativ binning af de erhvervede data baseret på en multi-parameter føtal pulsmodel for at skabe CIN-billeder, der optimerer en billedmetrik over et interesseområde.

5. Rekonstruktion af føtale CINE'er

  1. Rekonstruer føtal flow CINE'er ved hjælp af binned motion korrigerede MR-data og CS med 10 iterationer af en konjugeret gradient nedstigningsoptimering med STV (vægt: 0,025) og TTV (vægt: 0,01) regulering. Der produceres to CINE'er på dette trin: en til den flowkompenserede anskaffelse, CFC, og en med de flowkodede data, CFE, som vist i skemaet i figur 1D.
  2. Beregn hastighedsbilledet givet ved fasen af det elementære produkt af CFE og det komplekse konjugat af CFC.
  3. Anvend baggrundsfasekorrektion31 for at korrigere for hvirvelstrømseffekter. Kort sagt, i dette automatiske trin, er et plan monteret på fasen af statisk føtal og modervæv. Korrektionen udføres ved at trække planet fra den hastighedsfølsomme fase beregnet i 4.2.
  4. Skriv rekonstruerede data i DICOM-filer.
  5. Indlæs DICOM'er i flowanalysesoftware, f.eks. Segment v2.232.
  6. Tegn et investeringsafkast, der omfatter lumen i blodkarret af interesse ved hjælp af de anatomiske og hastighedsfølsomme billeder.
  7. Propaganderer ROI til alle hjertefaser og korrigerer for ændringer i fartøjets diameter.
  8. Optag flowmålinger.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Generelt er fase MR-undersøgelser af flow rettet mod seks store fosterkar: den faldende aorta, stigende aorta, hovedlungearterie, ductus arteriosus, overlegen vena cava og navlestreng. Disse fartøjer er af interesse for klinikeren, da de ofte er impliceret i CHD og FGR, hvilket påvirker blodfordelingen i hele fosteret9. En typisk scanningsvarighed med radialfasekontrast-MR er 17 s pr. fartøj, således at scanningerne er korte, samtidig med at der er tid til tilstrækkelig dataindsamling til CNE-rekonstruktion. Den samlede anskaffelsestid, inklusive lokaliseringer og fasekontrast-MR, for de repræsentative resultater var 3 min. I denne undersøgelse præsenteres repræsentative resultater ved hjælp af flowopsamlingsdata fra den faldende aorta hos to menneskelige fostre: Foster 1 og Fetus 2 med svangerskabsalder (uge + dage) på henholdsvis 35 + 4 og 37 + 3.

Som i figur 1 tog indledende realtidsrekonstruktioner (tidsmæssig opløsning: 370 ms) udført til bevægelsessporing 45 s pr. Rekonstrueret skive. Sporing af oversættelsesbevægelser tog 2 minutter for hver skive. De ekstraherede bevægelsesparametre for foster 1 (figur 2 A1, maksimal forskydning: 1,6 mm) og foster 2 (figur 2 A2, maksimal forskydning: 1,3 mm) viser bevægelsen af den faldende aorta i løbet af scanningens varighed. De delte gensidige oplysninger om hver realtidsramme med alle andre samregistrerede rammer er vist i figur 2 B1 (foster 1) og figur 2 B2 (foster 2). I disse tilfælde delte alle rammer gensidig information over afskæringskriterierne, så ingen data blev afvist. Den anden realtidsrekonstruktion (tidsmæssig opløsning: 46 ms), der bruges til at udlede hjertegatingoplysninger, tog 10 minutter for hver skive. MOG afledte intervallerne for føtal hjerteslag (RR) ved hjælp af en multiparametermodel, som vist i figur 2 C1 (foster 1, RR-interval: 521 ± 20 ms) og figur 2 C2 (foster 2 , RR-interval: 457 ± 9 ms).

Endelige CINE-rekonstruktioner ved hjælp af de retrospektivt bevægelseskorrigerede og lukkede data tog 3 minutter pr. Skive. De anatomiske og hastighedsrekonstruktioner for foster 1 og foster 2 ved peak systole er vist i figur 3. Rekonstruktioner med bevægelseskorrektion viser fartøjer med skarpere vægge. Uden bevægelseskorrektion er den faldende aorta sløret og mindre iøjnefaldende. De målte strømningskurver fra hvert foster (figur 4) viser højere top- og middelstrømme i rekonstruktionerne uden bevægelseskorrektion ([peak mean]: Fetus 1 [25,2 9,8] ml/s, Fetus 2 [34,6 10,3] ml/s]) end hos dem med bevægelseskorrektion ([peak mean]: Fetus 1 [23,5 9,2] ml/s, Fetus 2 [28,7 9,7] ml/s]).

Figure 1
Figur 1: Pipeline til rekonstruktion af MR-data for fosterfasekontrast. (A) Trin 1: Gyldenvinklet radialfasekontrast MR-data (farve kodet som: flowkompensation = rød & gennemgående plankode = blå). De skiftende farver viser, at de flowkompenserede og gennemkodet anskaffelser forekommer ved de samme rumlige frekvenser. (B) Trin 2: Tidsmæssige vinduer på 370 ms til rekonstruktion i realtid ved hjælp af CS med sparsommelighedsbegrænsninger (STV og TTV). Bevægelseskorrektion og dataafvisning udføres. (C) Trin 3: Tidsmæssige vinduer på 46 ms oprettes til rekonstruktion i realtid med CS (med STV- og TTV-sparsomhedsbegrænsninger) til MOG. (D) Trin 4: Dataene er opdelt i hjertefaser (CP), og CS bruges til at skabe en føtal flow CINE med sparsommelighedsbegrænsninger (STV og TTV). Repræsentative rekonstruktioner fra hvert CS-trin vises i kolonnen Rekonstruktioner. Rekonstruktioner for trin 3 og 4 vises for et tidspunkt svarende til peak systole. Skalabjælker i øverste venstre hjørne af de anatomiske billeder angiver 10 mm i billedet. Tidsspecifikationerne i sekunder, fremhævet med gråt, repræsenterer varigheden af de tilsvarende trin. STV: rumlig total variation, TTV: tidsmæssig total variation, CS: komprimeret sensing, MOG: metrisk optimeret gating, CINE: gated dynamisk rekonstruktion. Klik her for at se en større version af denne figur.

Figure 2
Figur 2: Repræsentativ forskydning og pulskurver. A1 og A2 viser retrospektivt sporet forskydningskurve for scanningerne i henholdsvis Fetus 1 og Fetus 2. B1 og B2 viser summen af den gensidige information af en given ramme med alle andre rammer for henholdsvis foster 1 og foster 2. De røde stiplede linjer repræsenterer 1,5x interkvartilområde, under hvilket data afvises. C1 og C2 viser RR-intervallerne afledt med MOG i henholdsvis foster 1 og foster 2. RR-interval: tid mellem på hinanden følgende hjerteslag, MOG: metrisk optimeret gating. Klik her for at se en større version af denne figur.

Figure3
Figur 3: Repræsentative hastighedsfølsomme CINE-rekonstruktioner ved højeste system. Hver kvadrant skildrer de anatomiske og hastighedsrekonstruktioner. Den øverste række viser CINE med bevægelseskorrektion i henholdsvis foster 1 og foster 2. Den nederste række viser CINE uden bevægelseskorrektion i henholdsvis foster 1 og foster 2. De røde og blå pile viser den faldende aorta. Skalastænger i øverste venstre hjørne af de anatomiske billeder angiver 10 mm. Klik her for at se en større version af denne figur.

Figure 4
Figur 4: Repræsentative strømningskurver i fosteret faldende aorta. De faste og stiplede datalinjer viser flowkurverne opnået fra CNE-rekonstruktioner med og uden bevægelseskorrektion i henholdsvis foster 1 (venstre) og foster 2 (højre). Klik her for at se en større version af denne figur.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Denne metode muliggør ikke-invasiv måling af blodgennemstrømning i menneskelige føtale store kar og giver mulighed for retrospektiv bevægelseskorrektion og hjertegating ved hjælp af iterative rekonstruktionsteknikker. Føtal blodgennemstrømningskvantificering er blevet udført med MR i de sidste 1,3,8,9. Disse undersøgelser havde en prospektiv tilgang til at afbøde bevægelseskorruption, hvorved scanninger ville blive gentaget, hvis grov fosterbevægelse blev visuelt identificeret fra en indledende rekonstruktion på scanneren. Den nuværende protokol forbedrer dette ved retrospektivt at afvise data, der er ødelagt af grov føtal bevægelse og korrigerer yderligere for forskydninger i plan som følge af subtile fosterbevægelser eller moderens åndedrætsbevægelse.

Denne protokol gør brug af en multiparametermodel for BOG, hvorved RR-intervallet for hvert føtalt hjerteslag beregnes. Brug af en lavparameter pulsmodel (såsom 2 parametre) er generelt acceptabel til korte scanninger, da den sunde føtal puls har en lav variabilitet33. Imidlertid bliver lavparametermodeller problematiske for længere scanninger eller i tilfælde af patologier som arrytmi. En multiparametermodel i MOG kan spore disse skiftende RR-intervaller, hvilket giver mere nøjagtige flows.

Den nuværende protokol giver mulighed for nogle ændringer. For det første kan tredjepartssoftware, der anvendes i denne undersøgelse til bevægelsessporing og flowanalyse, erstattes af andre tilgængelige softwarepakker. For det andet kan antallet af iterationer i de konjugerede gradientafstamningsalgoritmer for CS øges. I denne undersøgelse blev antallet af iterationer i hvert trin sat til en værdi, ud over hvilken der var minimale forbedringer baseret på tidligere rekonstruktioner. I dette arbejde blev kun tredje trimester graviditeter scannet. I tidligere graviditeter er fosteret mindre, og der kan være mere plads til bevægelse. Men da hvileperioder i scanningen identificeres retrospektivt for CINE-rekonstruktioner, bør denne protokol være vellykket til flowbilleddannelse i disse tidligere aldre. En stigning i opløsningen af scanningerne kan være nødvendig for at imødekomme mindre fartøjsdiametre ved lavere svangerskabsalder. For denne protokol er de rekonstruktionstider, der er rapporteret i figur 1, og resultaterne stærkt afhængige af den tilgængelige beregningskraft. For eksempel med bedre GPU'er og mere kraftfulde processorer kan genopbygningstider reduceres betydeligt.

Protokollen har visse begrænsninger. For det første afhænger kvaliteten af CINE-rekonstruktionen af mængden af data, der afvises i bevægelseskorrektionstrinnet. Med stigende episoder med grove fosterbevægelser under en scanning afvises flere data. Derfor vil det resulterende signal-støj-forhold (SNR) i CINE-rekonstruktionerne falde. Lav SNR øger usikkerheden i hastighedsbillederne34 og den deraf følgende flowkvantificering. Ydeevnen vil derfor forbedres med større føtal hvile. For det andet afhænger metoden af definitionen af ROI'er for bevægelseskorrektion og MOG. I den nuværende implementering udføres dette trin manuelt. Vi har fundet ud af, at rekonstruktionen er stabil over for små forskelle i ROI-position, men denne proces resulterer i ventetider mellem dataindsamlingen og CINE-rekonstruktioner (da der er to ROI-placeringstrin mellem de tre iterative rekonstruktionstrin). Dette bliver mere besværligt, når der erhverves et stort antal skiver. I fremtidige implementeringer af protokollen vil ROI-placering blive automatiseret.

I øjeblikket bruger vi den præsenterede protokol i forskningsundersøgelser med godkendelse fra det lokale etiske råd. Protokollen kan også bruges i tilfælde, hvor bevægelse er et potentielt problem under en MR-undersøgelse, såsom hos nyfødte eller usamarbejdsvillige emner. Fremtidige retninger af metoden involverer undersøgelse af spiralbaner35,36, som giver mere effektiv prøveudtagning og mulighed for at udforske føtal flow i realtid.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Ingen.

Acknowledgments

Ingen.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
elastix Image Sciences Institute, University Medical Center Utrecht Image registration software
Geforce GTX 960  Nvidia  04G-P4-3967-KR
gpuNUFFT CAI²R Non-uniform fast Fourier transform
MAGNETOM Prisma Siemens 10849583
MATLAB MathWorks
Radial Phase Contrast MRI sequence Trajectory modification of manufacturer's Cartesian Phase Contrast sequence
Segment Medvisio Data analysis
VENGEANCE Corsair LPX DDR4-2666 

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Zhu, M. Y., et al. The hemodynamics of late-onset intrauterine growth restriction by MRI. American Journal of Obstetrics and Gynecology. 214 (3), 1-17 (2016).
  2. Zhu, M. Y., Jaeggi, E., Roy, C. W., Macgowan, C. K., Seed, M. Reduced combined ventricular output and increased oxygen extraction fraction in a fetus with complete heart block demonstrated by MRI. HeartRhythm Case Reports. 2 (2), 164-168 (2016).
  3. Sun, L., et al. Reduced Fetal Cerebral Oxygen Consumption is Associated With Smaller Brain Size in Fetuses With Congenital Heart Disease. Circulation. 131 (15), 1313-1323 (2015).
  4. Freud, L. R., et al. Fetal aortic valvuloplasty for evolving hypoplastic left heart syndrome: postnatal outcomes of the first 100 patients. Circulation. 130 (8), 638-645 (2014).
  5. Peleg, D., Kennedy, C. M., Hunter, S. K. Intrauterine growth restriction: identification and management. American Family Physician. 58 (2), 453-467 (1998).
  6. Krishna, U., Bhalerao, S. Placental Insufficiency and Fetal Growth Restriction. Journal of Obstetrics and Gynaecology of India. 61 (5), 505-511 (2011).
  7. Seravalli, V., Miller, J. L., Block-Abraham, D., Baschat, A. A. Ductus venosus Doppler in the assessment of fetal cardiovascular health: an updated practical approach. Acta Obstetricia et Gynecologica Scandinavica. 95 (6), 635-644 (2016).
  8. Seed, M., et al. Feasibility of quantification of the distribution of blood flow in the normal human fetal circulation using CMR: a cross-sectional study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 14 (1), 79 (2012).
  9. Prsa, M., et al. Reference ranges of blood flow in the major vessels of the normal human fetal circulation at term by phase-contrast magnetic resonance imaging. Circulation. Cardiovascular Imaging. 7 (4), 663-670 (2014).
  10. Piontelli, A. Development of Normal Fetal Movements: The Last 15 Weeks of Gestation. , Springer-Verlag. Mailand. (2015).
  11. Cartier, M., et al. The normal diameter of the fetal aorta and pulmonary artery: echocardiographic evaluation in utero. American Journal of Roentgenology. 149 (5), 1003-1007 (1987).
  12. Ruano, R., de Fátima Yukie Maeda, M., Niigaki, J. I., Zugaib, M. Pulmonary artery diameters in healthy fetuses from 19 to 40 weeks' gestation. Journal of Ultrasound in Medicine. 26 (3), 309-316 (2007).
  13. Nowak, D., Kozłowska, H., Żurada, A., Gielecki, J. Diameter of the ductus arteriosus as a predictor of patent ductus arteriosus (PDA). Central European Journal of Medicine. 6 (4), 418-424 (2011).
  14. Goolaub, D. S., et al. Multidimensional fetal flow imaging with cardiovascular magnetic resonance: a feasibility study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 20 (1), 77 (2018).
  15. Roy, C. W., Seed, M., Kingdom, J. C., Macgowan, C. K. Motion compensated cine CMR of the fetal heart using radial undersampling and compressed sensing. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 19 (1), 29 (2017).
  16. van Amerom, J. F. P., et al. Fetal cardiac cine imaging using highly accelerated dynamic MRI with retrospective motion correction and outlier rejection. Magnetic Resonance in Medicine. 79 (1), 327-338 (2018).
  17. Lustig, M., Donoho, D., Pauly, J. M. Sparse MRI: The application of compressed sensing for rapid MR imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 58 (6), 1182-1195 (2007).
  18. Edwards, D. D., Edwards, J. S. Fetal movement: development and time course. Science. 169 (3940), New York, N.Y. 95-97 (1970).
  19. Malamateniou, C., et al. Motion-Compensation Techniques in Neonatal and Fetal MR Imaging. American Journal of Neuroradiology. 34 (6), 1124-1136 (2013).
  20. Rutherford, M., et al. MR imaging methods for assessing fetal brain development. Developmental Neurobiology. 68 (6), 700-711 (2008).
  21. Haris, K., et al. Self-gated fetal cardiac MRI with tiny golden angle iGRASP: A feasibility study: Self-Gated Fetal Cardiac MRI with iGRASP. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (1), 207-217 (2017).
  22. Glenn, O. A. MR imaging of the fetal brain. Pediatric Radiology. 40 (1), 68-81 (2010).
  23. Rodríguez-Soto, A. E., et al. MRI Quantification of Human Fetal O2 Delivery Rate in the Second and Third Trimesters of Pregnancy. Magnetic Resonance in Medicine. 80 (3), 1148-1157 (2018).
  24. Sameni, R., Clifford, G. D. A Review of Fetal ECG Signal Processing; Issues and Promising Directions. The Open Pacing, Electrophysiology & Therapy Journal. 3, 4-20 (2010).
  25. Millis, R. Advances in Electrocardiograms: Methods and Analysis. BoD - Books on Demand. , (2012).
  26. Jansz, M. S., et al. Metric optimized gating for fetal cardiac MRI. Magnetic Resonance in Medicine. 64 (5), 1304-1314 (2010).
  27. Yamamura, J., et al. Cardiac MRI of the fetal heart using a novel triggering method: initial results in an animal model. Journal of Magnetic Resonance Imaging: JMRI. 35 (5), 1071-1076 (2012).
  28. Larson, A. C., et al. Self-gated cardiac cine MRI. Magnetic Resonance in Medicine. 51 (1), 93-102 (2004).
  29. Knoll, F., Schwarzl, A., Diwoky, C., Sodickson, D. K. gpuNUFFT-An open source GPU library for 3D regridding with direct Matlab interface. Proceedings of the 22nd Annual Meeting of ISMRM. , (2014).
  30. Klein, S., Staring, M., Murphy, K., Viergever, M. A., Pluim, J. P. W. elastix: a toolbox for intensity-based medical image registration. IEEE Transactions on Medical Imaging. 29 (1), 196-205 (2010).
  31. Walker, P. G., et al. Semiautomated method for noise reduction and background phase error correction in MR phase velocity data. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 3 (3), 521-530 (1993).
  32. Heiberg, E., et al. Design and validation of Segment - freely available software for cardiovascular image analysis. BMC Medical Imaging. 10 (1), 1 (2010).
  33. Inder, T. E., Volpe, J. J. Chapter 17 - Intrauterine, Intrapartum Assessments in the Term Infant. Volpe's Neurology of the Newborn (Sixth Edition). , 458-483 (2018).
  34. Pelc, N. J., Herfkens, R. J., Shimakawa, A., Enzmann, D. R. Phase contrast cine magnetic resonance imaging. Magnetic Resonance Quarterly. 7 (4), 229-254 (1991).
  35. Steeden, J. A., Atkinson, D., Hansen, M. S., Taylor, A. M., Muthurangu, V. Rapid flow assessment of congenital heart disease with high-spatiotemporal-resolution gated spiral phase-contrast MR imaging. Radiology. 260 (1), 79-87 (2011).
  36. Kowalik, G. T., Knight, D., Steeden, J. A., Muthurangu, V. Perturbed spiral real-time phase-contrast MR with compressive sensing reconstruction for assessment of flow in children. Magnetic Resonance in Medicine. 83 (6), 2077-2091 (2020).

Tags

Medicin udgave 167 Føtal flowbilleddannelse med MR føtal fase kontrast MR
Kvantificering af human føtal blodgennemstrømning med magnetisk resonansbilleddannelse og bevægelseskompensation
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Goolaub, D. S., Marini, D., Seed,… More

Goolaub, D. S., Marini, D., Seed, M., Macgowan, C. K. Human Fetal Blood Flow Quantification with Magnetic Resonance Imaging and Motion Compensation. J. Vis. Exp. (167), e61953, doi:10.3791/61953 (2021).

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