Waiting
Login processing...

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

Medicine

Menselijke foetale bloedstroomkwantificering met magnetische resonantie beeldvorming en bewegingscompensatie

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

Hier presenteren we een protocol voor het snel meten van de foetale bloedstroom met MRI en het retrospectief uitvoeren van bewegingscorrectie en cardiale gating.

Abstract

Magnetische resonantie beeldvorming (MRI) is een belangrijk hulpmiddel voor de klinische beoordeling van cardiovasculaire morfologie en hartfunctie. Het is ook de erkende zorgstandaard voor bloedstroomkwantificering op basis van fasecontrast-MRI. Hoewel een dergelijke meting van de bloedstroom al tientallen jaren mogelijk is bij volwassenen, zijn er pas onlangs methoden ontwikkeld om dit vermogen uit te breiden naar de foetale bloedstroom.

Foetale bloedstroomkwantificering in belangrijke bloedvaten is belangrijk voor het monitoren van foetale pathologieën zoals aangeboren hartaandoeningen (CHD) en foetale groeibeperking (FGR). CHD veroorzaakt veranderingen in de hartstructuur en vasculatuur die de loop van het bloed bij de foetus veranderen. Bij FGR wordt het pad van de bloedstroom veranderd door de verwijding van shunts, zodat de zuurstofrijke bloedtoevoer naar de hersenen wordt verhoogd. Bloedstroomkwantificering maakt beoordeling van de ernst van de foetale pathologie mogelijk, wat op zijn beurt geschikt is voor utero-patiëntbeheer en planning voor postnatale zorg.

De belangrijkste uitdagingen van het toepassen van fasecontrast MRI op de menselijke foetus zijn kleine bloedvatgrootte, hoge foetale hartslag, potentiële MRI-gegevenscorruptie als gevolg van maternale ademhaling, onvoorspelbare foetale bewegingen en gebrek aan conventionele cardiale gatingmethoden om gegevensverzameling te synchroniseren. Hier beschrijven we recente technische ontwikkelingen uit ons laboratorium die de kwantificering van de foetale bloedstroom mogelijk hebben gemaakt met behulp van fasecontrast MRI, inclusief vooruitgang in versnelde beeldvorming, bewegingscompensatie en cardiale gating.

Introduction

Uitgebreide beoordeling van de foetale circulatie is noodzakelijk voor het monitoren van foetale pathologieën zoals foetale groeibeperking (FGR) en congenitale hartziekte (CHD)1,2,3. In de baarmoeder zijn patiëntenbeheer en planning voor postnatale zorg afhankelijk van de ernst van de foetale pathologie 4,5,6,7. Haalbaarheid van foetale bloedstroomkwantificering met MRI en de toepassingen ervan bij het beoordelen van foetale pathologieën zijn onlangs aangetoond 3,8,9. De beeldvormingsmethode wordt echter geconfronteerd met uitdagingen, zoals verhoogde beeldvormingstijden om een hoge spatiotemporale resolutie te bereiken, gebrek aan hartsynchronisatiemethoden en onvoorspelbare foetale beweging10.

Foetale vasculatuur bestaat uit kleine structuren (~ 5 mm diameter voor grote bloedvaten die de dalende aorta, ductus arteriosus, opgaande aorta, hoofdlongslagader en superieure vena cava 11,12,13) omvatten. Om deze structuren op te lossen en de stroming te kwantificeren, is beeldvorming met een hoge ruimtelijke resolutie vereist. Bovendien is de foetale hartslag ongeveer twee keer die van een volwassene. Een hoge temporele resolutie is dus ook nodig om dynamische cardiale beweging en bloedstroom over de foetale hartcyclus op te lossen. Conventionele beeldvorming bij deze hoge spatiotemporale resolutie vereist relatief lange acquisitietijden. Om dit probleem aan te pakken, is versnelde foetale MRI 14,15,16 geïntroduceerd. Kortom, deze versnellingstechnieken omvatten undersampling in het frequentiedomein tijdens data-acquisitie en retrospectieve high-fidelity reconstructie met behulp van iteratieve technieken. Een dergelijke benadering is compressed sensing (CS) reconstructie, die reconstructie van afbeeldingen van zwaar onderbemonsterde gegevens mogelijk maakt wanneer het gereconstrueerde beeld schaars is in een bekend domein en undersampling artefacten onsamenhangend zijn17.

Beweging in foetale beeldvorming vormt een grote uitdaging. Bewegingscorruptie kan ontstaan door maternale ademhalingsbeweging, maternale bulkbeweging of grove foetale beweging. Maternale ademhaling leidt tot periodieke vertalingen van de foetus, terwijl foetale bewegingen complexer zijn. Foetale bewegingen kunnen worden geclassificeerd als gelokaliseerd of bruto 10,18. Gelokaliseerde bewegingen omvatten beweging van alleen segmenten van het lichaam. Ze duren meestal ongeveer 10-14 s en hun frequentie neemt toe met de zwangerschap (~ 90 per uur op termijn)10. Deze bewegingen veroorzaken over het algemeen kleine beschadigingen en hebben geen invloed op het beeldgebied van belang. Grove foetale bewegingen kunnen echter leiden tot ernstige beeldcorruptie met doorgaande vlakbewegingscomponenten. Deze bewegingen zijn bewegingen van het hele lichaam gemedieerd door de wervelkolom en duren 60-90 s.

Om artefacten van foetale beweging te voorkomen, worden eerst stappen ondernomen om maternale bewegingen te minimaliseren. Zwangere vrouwen worden meer ontspannen gemaakt met behulp van ondersteunende kussens op het scannerbed en gekleed in comfortabele jurken en kunnen hun partners naast de scanner laten presenteren om claustrofobie19,20 te verminderen. Om de effecten van maternale ademhalingsbewegingen te verminderen, hebben studies foetale MR-onderzoeken uitgevoerd onder maternale adempauze 21,22,23. Dergelijke acquisities moeten echter kort zijn (~ 15 s) gezien de verminderde adempauzetolerantie van zwangere proefpersonen. Onlangs zijn retrospectieve bewegingscorrectiemethoden geïntroduceerd voor foetale MRI 14,15,16. Deze methoden volgen foetale beweging met behulp van registratietoolkits en corrigeren voor beweging of verwijderen niet-corrigeerbare delen van verkregen gegevens.

Ten slotte worden postnatale cardiale MR-beelden conventioneel verkregen met behulp van elektrocardiogram (ECG) gating om gegevensverzameling te synchroniseren met de hartcyclus. Zonder gating worden hartbeweging en pulsatiele stroom uit de hele hartcyclus gecombineerd, waardoor artefacten worden geproduceerd. Helaas lijdt het foetale ECG-signaal aan interferentie van het maternale ECG-signaal24 en vervormingen van het magnetisch veld25. Daarom zijn alternatieve niet-invasieve benaderingen van foetale cardiale gating voorgesteld, waaronder self-gating, metric optimized gating (MOG) en doppler ultrasound gating 21,26,27,28.

Zoals beschreven in de volgende secties, maakt onze MRI-benadering om de foetale bloedstroom te kwantificeren gebruik van een nieuwe gating-methode, MOG, ontwikkeld in ons laboratorium en gecombineerd met bewegingscorrectie en iteratieve reconstructie van versnelde MRI-acquisities. De aanpak is gebaseerd op een pijplijn in een eerder gepubliceerde studie14 en bestaat uit de volgende vijf fasen: (1) foetale bloedstroomacquisitie, (2) real-time reconstructies, (3) bewegingscorrectie, (4) cardiale gating en (5) gated reconstructies.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Alle MRI-scans werden uitgevoerd met geïnformeerde toestemming van vrijwilligers als onderdeel van een studie die is goedgekeurd door onze institutionele onderzoeksethiekraad.

OPMERKING: De hieronder beschreven methoden zijn gebruikt op een 3T MRI-systeem. De acquisitie wordt uitgevoerd met behulp van een radiale fasecontrast MRI-sequentie. Deze sequentie werd voorbereid door het uitleestraject te wijzigen (om een stellaatpatroon te bereiken) van de cartesische fasecontrast-MRI van de fabrikant. De sequentie- en monsterprotocollen zijn op aanvraag beschikbaar via ons C2P-uitwisselingsplatform. Alle reconstructies in dit werk werden uitgevoerd op een standaard desktopcomputer met de volgende specificaties: 32 GB geheugen, 3,40 GHz processor met 8 cores en 2GB grafische kaart met 1024 compute unified device architecture (CUDA) cores. Beeldreconstructie werd uitgevoerd op MATLAB. Nonuniform fast Fourier transform (NUFFT)29 werd uitgevoerd op de graphics processing unit (GPU). Bewegingscorrectieparameters werden berekend met behulp van elastix30. Figuur 1 toont het protocol in een chronologische volgorde en houdt bij hoe de verkregen snelheidscodes (kleurgecodeerd in figuur 1) worden verwerkt met representatieve afbeeldingen in elk stadium van de reconstructie. De reconstructiecode is beschikbaar op https://github.com/datta-g/Fetal_PC_MRI. Hoewel we hier de stappen in het protocol bieden, zijn de meeste van deze algoritmestappen geautomatiseerd in onze pijplijn.

1. Vakpositionering en lokalisatie-examens

  1. Help de moeder bij het positioneren van zichzelf op de MRI-tafel in haar favoriete comfortabele positie, meestal liggende of laterale decubitusposities, voor het MRI-onderzoek.
  2. Plaats de hartspoel over de buikstreek van de moeder.
  3. Laad de MRI-tabel in de magneetboring en laat de moeder weten dat de scan op het punt staat te beginnen.
  4. Voer een lokalisatieonderzoek uit om het foetale lichaam te lokaliseren (resolutie: 0,9 x 0,9 x 10 mm3, TE / TR: 5,0 / 15,0 ms, FOV: 450 x 450 mm2, plakjes: 6).
  5. Voer een verfijnd lokalisatieonderzoek uit om de foetale vasculatuur te lokaliseren met de plakgroep gecentreerd op het foetale hart (resolutie 1,1 x 1,1 x 6,0 mm3, TE / TR: 2,69 / 1335,4 ms, FOV: 350 x 350 mm2, plakjes: 10, oriëntatie: axiale tot foetus).
  6. Herhaal de verfijnde localizers met sagittale en coronale oriëntaties voor een duidelijker beeld van de foetale vaten.
  7. Herhaal de verfijnde lokalisaties in gevallen van grove foetale beweging.

2. Verwerving van foetale bloedstroomgegevens

  1. Lokaliseer foetale vaten met behulp van de lokalisatie-examens. De dalende aorta is bijvoorbeeld een lang recht vat bij de wervelkolom in de sagittale vlakken. De opgaande aorta en de belangrijkste longslagaders kunnen worden geïdentificeerd als bloedvaten die respectievelijk de linker- en rechterventrikels verlaten. De ductus arteriosus kan worden gevolgd als een stroomafwaarts segment van de hoofdlongslagader proximaal tot aan de dalende aorta. De superieure vena cava kan worden geïdentificeerd uit axiale vlakken in de buurt van de basis van het foetale hart als het vat naast de opgaande aorta.
  2. Schrijf een plakje loodrecht op de as van het foetale vat van belang voor. Draai en verplaats de slice-richtlijn op de MRI-consolecomputer zodanig dat deze het doelvat loodrecht kruist.
  3. Stel de scanparameters in (acquisitietype: radiaal fasecontrast MRI, resolutie: 1,3 x 1,3 x 5,0 mm3, echotijd (TE)/ herhalingstijd (TR): 3,25/5,75 ms, gezichtsveld (FOV): 240 x 240 mm2, plak: 1, snelheidscodering: 100-150 cm/s afhankelijk van het interessevat, snelheidscoderingsrichting: doorvlak, radiale weergaven: 1500 per codering, vrije ademhaling).
  4. Voer de scan uit en controleer het recept op basis van de initiële tijdgemiddelde reconstructie die is uitgevoerd en weergegeven op de MRI-consolecomputer. Herhaal de lokalisatie- en fasecontrastscans als het doelvat afwezig is of niet kan worden geïdentificeerd vanaf de eerste reconstructie. Verkregen ruwe gegevens worden weergegeven in het schema in figuur 1A met de snelheid gecompenseerd en door middel van vlakaankopen kleur gecodeerd als respectievelijk rood en blauw.
  5. Herhaal de foetale bloedstroomgegevensverzameling voor elk doelbloedvat.
    OPMERKING: De verkregen onbewerkte gegevens (indeling: DAT-bestanden) moeten worden overgedragen voor offline reconstructie. Op Siemens-scanners kan dit bijvoorbeeld worden uitgevoerd door 'twix' uit te voeren. De verkregen ruwe gegevens worden met de rechtermuisknop aangeklikt vanuit de lijst acquisities en "copy total raid file" wordt gekozen.

3. Bewegingscorrectie van foetale metingen

  1. Reconstrueer real-time reeksen (temporele resolutie: 370 ms, radiale weergaven: 64) uit de verkregen gegevens met behulp van CS met 15 iteraties van een geconjugeerde gradiëntafdalingsoptimalisatie waarbij gebruik wordt gemaakt van ruimtelijke totale variatie (STV, gewicht: 0,08) waarbij gebruik wordt gemaakt van ruimtelijke totale variatie (STV, gewicht: 0,08) regularisatie zoals weergegeven door het schema in figuur 1B.
  2. Selecteer een regio van belang (ROI) die het schip van belang omvat van deze eerste real-time reconstructie met behulp van een grafische gebruikersinterface die is ontwikkeld in MATLAB. In deze stap moet de gebruiker een contour tekenen die de foetale anatomie omsluit, zoals de grote bloedvaten van het doelwit of het foetale hart.
  3. Voer rigid-body motion tracking uit met elastix30 (gebaseerd op genormaliseerde wederzijdse informatie met empirisch geoptimaliseerde parameters: 4 piramideniveaus, 300 iteraties en translationele transformaties).
  4. Bijgehouden real-time frames afwijzen die lage wederzijdse informatie (MI) delen met alle andere frames (waarbij MI minder dan 1,5x het interkwartielbereik van de gemiddelde MI is). Deze frames worden geacht te worden weergegeven door middel van vlakbeweging of grove foetale beweging.
  5. Gebruik de MRI-gegevens die overeenkomen met de langste reeks continue real-time frames (zonder hiaten) van de resterende frames als de rustperiode die wordt gebruikt voor verdere reconstructie.
  6. Interpoleer translationele bewegingscorrectieparameters van de temporele resolutie van de real-timereeks (370 ms) tot de TR van de rustacquisitie (5,75 ms).
  7. Pas geïnterpoleerde parameters toe op de gedefinieerde rustperiode van de MRI-gegevens door de fase te moduleren als in:
    Equation 1

    waarbij s' de bewegingsgecorrigeerde gegevens zijn, kx en ky de coördinaten in de k-ruimte, s de verkregen ongecorrigeerde gegevens, Δx en Δy de gevolgde verplaatsingen in de ruimte zijn en j staat voor Equation 3.
    OPMERKING: Alle numerieke waarden van regularisatiecoëfficiënten in dit werk werden geoptimaliseerd in eerdere experimenten. Dit werd bereikt met behulp van een brute-force grid-zoekopdracht om de regularisatiecoëfficiënten te vinden die de fout minimaliseerden tussen reconstructies van een zeer bemonsterde foetale referentiedataset en retrospectief onderbemonsterde gevallen uit dezelfde dataset.

4. Oplossen voor foetale hartslag

  1. Reconstrueer een tweede real-time beeldreeks met een hogere temporele resolutie (temporele resolutie: 46 ms, radiale weergaven: 8) met behulp van de verkregen gegevens met behulp van CS, opnieuw met 15 iteraties van een geconjugeerde gradiëntafdalingsoptimalisatie met STV (gewicht: 0,008) en TTV (gewicht: 0,08) regularisatie zoals weergegeven door het schema in figuur 1C.
  2. Selecteer opnieuw een ROI die het foetale vat van belang omvat.
  3. Voer multiparameter MOG uit op de real-time serie om de tijdsafhankelijke foetale hartslag af te leiden.
  4. Bin-beweging corrigeerde MRI-gegevens in 15 hartfasen met behulp van de afgeleide hartslaggolfvorm. In deze stap worden de temporele grenzen van de hartfasen berekend met behulp van de hartslag van de vorige stap. De grenzen voor de ith fase in de kth hartslag worden bijvoorbeeld gegeven door:
    Equation 2a
    Equation 2b
    waarbij HR(K) het tijdstip is waarop de kth hartslag optreedt. De tijdstempel van de nde radiale acquisitie wordt gegeven door (n x TR). Gegevens met tijdstempels die binnen de grenzen van een hartfase vallen, worden aan die fase toegewezen.
    OPMERKING: MOG is een gating-techniek26 die iteratief binning van de verkregen gegevens omvat op basis van een foetaal hartslagmodel met meerdere parameters om CINE-afbeeldingen te maken die een beeldmetriek optimaliseren over een interessegebied.

5. Reconstructie van foetale CINEs

  1. Reconstrueer foetale flow CINE's met behulp van de binned motion gecorrigeerde MRI-gegevens en CS met 10 iteraties van een geconjugeerde gradiëntafdalingsoptimalisatie met STV (gewicht: 0,025) en TTV (gewicht: 0,01) regularisatie. In deze stap worden twee CINE's geproduceerd: één voor de flowcompenseerde acquisitie, CFC, en één met de stroomgecodeerde gegevens, CFE, zoals weergegeven in het schema in figuur 1D.
  2. Bereken het snelheidsbeeld dat wordt gegeven door de fase van het elementgewijze product van CFE en het complexe conjugaat van CFC.
  3. Pas achtergrondfasecorrectie31 toe om te corrigeren voor wervelstroomeffecten. Kortom, in deze automatische stap wordt een vlak aangebracht op de fase van statische foetale en maternale weefsels. De correctie wordt uitgevoerd door het vlak af te trekken van de snelheidsgevoelige fase berekend in 4.2.
  4. Schrijf gereconstrueerde gegevens in DICOM-bestanden.
  5. Laad DICOMs in stroomanalysesoftware, zoals Segment v2.232.
  6. Teken een ROI die het lumen van het betreffende bloedvat omvat met behulp van de anatomische en snelheidsgevoelige beelden.
  7. Propageer de ROI naar alle hartfasen en corrigeer voor veranderingen in de diameter van het vat.
  8. Registreer stroommetingen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Over het algemeen richten fase MRI-onderzoeken van de stroom zich op zes belangrijke foetale vaten: de dalende aorta, opgaande aorta, hoofdlongslagader, ductus arteriosus, superieure vena cava en navelstrenga. Deze vaten zijn van belang voor de clinicus omdat ze vaak betrokken zijn bij CHD en FGR, waardoor de verdeling van bloed door de foetus wordt beïnvloed9. Een typische scanduur met de radiale fasecontrast MRI is 17 s per vat, zodat de scans kort zijn en er ook tijd is voor voldoende gegevensverzameling voor CINE-reconstructie. De totale acquisitietijd, inclusief lokalisaties en fasecontrast MRI, voor de representatieve resultaten was 3 min. In deze studie worden representatieve resultaten gepresenteerd met behulp van stroomverwervingsgegevens van de dalende aorta bij twee menselijke foetussen: foetus 1 en foetus 2 met zwangerschapsduur (week + dagen) van respectievelijk 35 +4 en 37 + 3.

Net als in figuur 1 duurden de eerste real-time reconstructies (temporele resolutie: 370 ms) uitgevoerd voor motion tracking 45 s per gereconstrueerde slice. Het bijhouden van vertaalbewegingen duurde 2 minuten voor elke slice. De geëxtraheerde bewegingsparameters voor foetus 1 (figuur 2 A1, maximale verplaatsing: 1,6 mm) en foetus 2 (figuur 2 A2, maximale verplaatsing: 1,3 mm) geven de beweging van de dalende aorta gedurende de duur van de scan weer. De gedeelde wederzijdse informatie van elk real-time frame met alle andere co-geregistreerde frames wordt weergegeven in figuur 2 B1 (foetus 1) en figuur 2 B2 (foetus 2). In deze gevallen deelden alle frames wederzijdse informatie boven de cut-off criteria, dus er werden geen gegevens afgewezen. De tweede real-time reconstructies (temporele resolutie: 46 ms), gebruikt om cardiale gating-informatie af te leiden, duurden 10 minuten voor elke plak. MOG leidde de foetale hartslagintervallen (RR) af met behulp van een multiparametermodel, zoals weergegeven in figuur 2 C1 (foetus 1, RR-interval: 521 ± 20 ms) en figuur 2 C2 (foetus 2, RR-interval: 457 ± 9 ms).

De uiteindelijke CINE-reconstructies met behulp van de retrospectieve bewegingsgecorrigeerde en gated gegevens duurden 3 minuten per plak. De anatomische en snelheidsreconstructies voor foetus 1 en foetus 2 bij piek systole zijn weergegeven in figuur 3. Reconstructies met bewegingscorrectie tonen vaten met scherpere wanden. Zonder bewegingscorrectie is de dalende aorta waziger en minder opvallend. De gemeten stromingscurven van elke foetus (figuur 4) tonen hogere piek- en gemiddelde stromen in de reconstructies zonder bewegingscorrectie ([piekgemiddelde]: foetus 1 [25,2 9,8] ml/s, foetus 2 [34,6 10,3] ml/s]) dan in die met bewegingscorrectie ([piekgemiddelde]: foetus 1 [23,5 9,2] ml/s, foetus 2 [28,7 9,7] ml/s]).

Figure 1
Figuur 1: Pijplijn om MRI-gegevens van foetaal fasecontrast te reconstrueren. (A) Stap 1: MRI-gegevens met radiaal fasecontrast met gouden hoek (kleur gecodeerd als: stroomcompensatie = rood doorvlakcode = blauw). De afwisselende kleuren geven aan dat de flow-gecompenseerde en door-vlak gecodeerde acquisities plaatsvinden op dezelfde ruimtelijke frequenties. (B) Stap 2: Temporele vensters van 370 ms voor real-time reconstructie met behulp van CS met spaarzaamheidsbeperkingen (STV en TTV). Bewegingscorrectie en gegevensafwijzing worden uitgevoerd. (C) Stap 3: Temporele vensters van 46 ms worden gemaakt voor real-time reconstructie met CS (met STV- en TTV-spaarzaamheidsbeperkingen) voor MOG. (D) Stap 4: De gegevens worden in cardiale fasen (CP) gegooid en CS wordt gebruikt om een foetale flow CINE te creëren, met spaarzaamheidsbeperkingen (STV en TTV). Representatieve reconstructies van elke CS-stap worden weergegeven in de kolom Reconstructies. Reconstructies voor stap 3 en 4 worden weergegeven voor een tijdstip dat overeenkomt met pieksysteem. Schaalbalken in de linkerbovenhoek van de anatomische afbeeldingen geven 10 mm in de afbeelding aan. De tijdspecificaties, in seconden, grijs gemarkeerd, vertegenwoordigen de duur van de overeenkomstige stappen. STV: ruimtelijke totale variatie, TTV: temporele totale variatie, CS: compressed sensing, MOG: metric optimized gating, CINE: gated dynamic reconstruction. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Figure 2
Figuur 2: Representatieve verplaatsings- en hartslagcurven. A1 en A2 tonen retrospectief gevolgde verplaatsingscurve voor de scans in respectievelijk foetus 1 en foetus 2. B1 en B2 tonen de som van de wederzijdse informatie van een bepaald frame met alle andere frames voor respectievelijk foetus 1 en foetus 2. De rode stippellijnen vertegenwoordigen 1,5x het interkwartielbereik waaronder gegevens worden afgewezen. C1 en C2 geven de RR-intervallen weer die zijn afgeleid van MOG bij respectievelijk foetus 1 en foetus 2. RR-interval: tijd tussen opeenvolgende hartslagen, MOG: metrische geoptimaliseerde gating. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Figure3
Figuur 3: Representatieve snelheidsgevoelige CINE-reconstructies bij pieksysteem. Elk kwadrant toont de anatomische en snelheidsreconstructies. De bovenste rij toont de CINE met bewegingscorrectie bij respectievelijk foetus 1 en foetus 2. De onderste rij toont de CINE zonder bewegingscorrectie bij respectievelijk foetus 1 en foetus 2. De rode en blauwe pijlen stellen de dalende aorta voor. Schaalbalken in de linkerbovenhoek van de anatomische afbeeldingen geven 10 mm aan. Klik hier om een grotere versie van deze afbeelding te bekijken.

Figure 4
Figuur 4: Representatieve stromingscurven in de foetale dalende aorta. De vaste en onderbroken gegevenslijnen geven de stroomcurven weer die zijn verkregen uit CINE-reconstructies met en zonder bewegingscorrectie, respectievelijk in foetus 1 (links) en foetus 2 (rechts). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Deze methode maakt de niet-invasieve meting van de bloedstroom in menselijke foetale grote bloedvaten mogelijk en maakt retrospectieve bewegingscorrectie en cardiale gating mogelijk door gebruik te maken van iteratieve reconstructietechnieken. Foetale bloedstroomkwantificering is uitgevoerd met MRI in de afgelopen 1,3,8,9. Deze studies hadden een prospectieve benadering om bewegingscorruptie te verminderen, waarbij scans zouden worden herhaald als de grove foetale beweging visueel werd geïdentificeerd uit een eerste reconstructie op de scanner. Het huidige protocol verbetert dit door met terugwerkende kracht gegevens af te wijzen die zijn beschadigd door grove foetale beweging en corrigeert verder voor verplaatsingen in het vliegtuig als gevolg van subtiele foetale bewegingen of maternale ademhalingsbewegingen.

Dit protocol maakt gebruik van een multiparametermodel voor MOG waarbij het RR-interval voor elke foetale hartslag wordt berekend. Het gebruik van een lage parameter hartslagmodel (zoals 2 parameters) is over het algemeen acceptabel voor korte scans, omdat de gezonde foetale hartslag een lage variabiliteit heeft33. Modellen met een lage parameter worden echter problematisch voor langere scans of in gevallen van pathologieën zoals arrythmie. Een multiparametermodel in MOG kan deze veranderende RR-intervallen volgen, waardoor nauwkeurigere stromen worden verkregen.

Het huidige protocol laat enkele wijzigingen toe. Ten eerste kan software van derden die in dit onderzoek wordt gebruikt voor motion tracking en flow-analyse worden vervangen door andere beschikbare softwarepakketten. Ten tweede kan het aantal iteraties in de geconjugeerde gradiëntafdalingsalgoritmen voor CS worden verhoogd. In deze studie werd het aantal iteraties in elke stap ingesteld op een waarde waarboven er minimale verbeteringen waren op basis van eerdere reconstructies. In dit werk werden alleen zwangerschappen in het derde trimester gescand. Bij eerdere zwangerschappen is de foetus kleiner en kan er meer bewegingsruimte zijn. Aangezien rustperioden in de scan echter retrospectief worden geïdentificeerd voor CINE-reconstructies, zou dit protocol succesvol moeten zijn voor flow imaging op deze eerdere leeftijden. Een verhoging van de resolutie van de scans kan nodig zijn om tegemoet te komen aan kleinere vaatdiameters op lagere zwangerschapsduur. Voor dit protocol zijn de reconstructietijden gerapporteerd in figuur 1 en de resultaten sterk afhankelijk van de beschikbare rekenkracht. Met betere GPU's en krachtigere processors kunnen de reconstructietijden bijvoorbeeld aanzienlijk worden verkort.

Het protocol heeft bepaalde beperkingen. Ten eerste hangt de kwaliteit van de CINE-reconstructie af van de hoeveelheid gegevens die in de bewegingscorrectiestap wordt afgewezen. Met toenemende episodes van grove foetale bewegingen tijdens een scan, worden meer gegevens afgewezen. Bijgevolg zal de resulterende signaal-ruisverhouding (SNR) in de CINE-reconstructies afnemen. Lage SNR verhoogt de onzekerheid in de snelheidsbeelden34 en de resulterende stroomkwantificering. De prestaties zullen daarom verbeteren met een grotere foetale rust. Ten tweede hangt de methode af van de definitie van ROIs voor bewegingscorrectie en MOG. In de huidige implementatie wordt deze stap handmatig uitgevoerd. We hebben ontdekt dat de reconstructie stabiel is tot kleine verschillen in ROI-positie, maar dit proces resulteert in wachttijden tussen de gegevensverzameling en CINE-reconstructies (omdat er twee ROI-plaatsingsstappen zijn tussen de drie iteratieve reconstructiestappen). Dit wordt omslachtiger wanneer er een groot aantal plakjes is verkregen. In toekomstige implementaties van het protocol zal roi-plaatsing worden geautomatiseerd.

Momenteel gebruiken we het gepresenteerde protocol in onderzoeksstudies met goedkeuring van de lokale ethische commissie. Het protocol kan ook worden gebruikt in gevallen waarin beweging een potentieel probleem is tijdens een MRI-onderzoek, zoals bij pasgeborenen of niet-coöperatieve proefpersonen. Toekomstige richtingen van de methode omvatten het onderzoeken van spiraaltrajecten35,36, die efficiëntere bemonstering bieden en een mogelijkheid voor het verkennen van real-time foetale stroom.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Geen.

Acknowledgments

Geen.

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

Geneeskunde Foetale flow imaging met MRI foetale fase contrast MRI
Menselijke foetale bloedstroomkwantificering met magnetische resonantie beeldvorming en bewegingscompensatie
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