Name: cardiac magnetic resonance imaging at 7 tesla
Uploaded: 2019-01-06T13:00:00
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Les auteurs remercient les installations et l’assistance scientifique et technique de l’installation d’imagerie nationale au Centre d’imagerie de pointe, Université du Queensland. Nous tenons également à remercier Graham Galloway et Ian Brereton pour leur aide afin d’obtenir une subvention CAESIE pour Thoralf Niendorf.

L’étude est approuvée par le Comité d’éthique de l’Université du Queensland, Queensland, Australie et consentement éclairé a été obtenu de tous les sujets inclus dans l’étude.
1. sujets
<ol><li>Recruter des sujets volontaires plus de 18 ans en interne à l’Université du Queensland.</li>
	<li>Consentement éclairé<ol>
<li>Informer des risques potentiels de subir l’examen avant d’entrer dans la zone de sécurité de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) de cha...

<ol>
	<li>Kramer, C. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Standardized+cardiovascular+magnetic+resonance+(CMR)+protocols+2013+update.">Standardized cardiovascular magnetic resonance (CMR) protocols 2013 update.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (1), 1 (2013).</li><li>Earls, J. P., Ho, V. B., Foo, T. K., Castillo, E., Flamm, S. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cardiac+MRI:+Recent+progress+and+continued+challenges.">Cardiac MRI: Recent progress and continued challenges.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 16 (2), 111-127 (2002).</li><li>Wintersperger, B. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cardiac+CINE+MR+imaging+with+a+32-channel+cardiac+coil+and+parallel+imaging:+Impact+of+acceleration+factors+on+image+quality+and+volumetric+accuracy.">Cardiac CINE MR imaging with a 32-channel cardiac coil and parallel imaging: Impact of acceleration factors on image quality and volumetric accuracy.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 23 (2), 222-227 (2006).</li><li>Schmitt, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+128-channel+receive-only+cardiac+coil+for+highly+accelerated+cardiac+MRI+at+3+Tesla.">A 128-channel receive-only cardiac coil for highly accelerated cardiac MRI at 3 Tesla.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 59 (6), 1431-1439 (2008).</li><li>Wech, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High-resolution+functional+cardiac+MR+imaging+using+density-weighted+real-time+acquisition+and+a+combination+of+compressed+sensing+and+parallel+imaging+for+image+reconstruction.">High-resolution functional cardiac MR imaging using density-weighted real-time acquisition and a combination of compressed sensing and parallel imaging for image reconstruction.</a> R&#246;Fo: Fortschritte Auf Dem Gebiete Der R&#246;ntgenstrahlen Und Der Nuklearmedizin. 182 (8), 676-681 (2010).</li><li>St&#228;b, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=CAIPIRINHA+accelerated+SSFP+imaging.">CAIPIRINHA accelerated SSFP imaging.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 65 (1), 157-164 (2011).</li><li>Gutberlet, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Influence+of+high+magnetic+field+strengths+and+parallel+acquisition+strategies+on+image+quality+in+cardiac+2D+CINE+magnetic+resonance+imaging:+comparison+of+1.5+T+vs.+3.0+T.">Influence of high magnetic field strengths and parallel acquisition strategies on image quality in cardiac 2D CINE magnetic resonance imaging: comparison of 1.5 T vs. 3.0 T.</a> European Radiology. 15 (8), 1586-1597 (2005).</li><li>Gutberlet, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comprehensive+cardiac+magnetic+resonance+imaging+at+3.0+Tesla:+feasibility+and+implications+for+clinical+applications.">Comprehensive cardiac magnetic resonance imaging at 3.0 Tesla: feasibility and implications for clinical applications.</a> Investigative radiology. 41 (2), 154-167 (2006).</li><li>Kraff, O., Fischer, A., Nagel, A. M., M&#246;nninghoff, C., Ladd, M. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=MRI+at+7+tesla+and+above:+Demonstrated+and+potential+capabilities:+Capabilities+of+MRI+at+7T+and+Above.">MRI at 7 tesla and above: Demonstrated and potential capabilities: Capabilities of MRI at 7T and Above.</a> Journal of Magnetic Resonance Imaging. 41 (1), 13-33 (2015).</li><li>Moser, E., Stahlberg, F., Ladd, M. E., Trattnig, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=7-T+MR-from+research+to+clinical+applications?.">7-T MR-from research to clinical applications?.</a> NMR in Biomedicine. 25 (5), 695-716 (2012).</li><li>Hecht, E. M., Lee, R. F., Taouli, B., Sodickson, D. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Perspectives+on+Body+MR+Imaging+at+Ultrahigh+Field.">Perspectives on Body MR Imaging at Ultrahigh Field.</a> Magnetic Resonance Imaging Clinics of North America. 15 (3), 449-465 (2007).</li><li>Niendorf, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=W(h)ither+human+cardiac+and+body+magnetic+resonance+at+ultrahigh+fields?+technical+advances,+practical+considerations,+applications,+and+clinical+opportunities:+Advances+in+ultrahigh+field+Cardiac+and+Body+Magnetic+Resonance.">W(h)ither human cardiac and body magnetic resonance at ultrahigh fields? technical advances, practical considerations, applications, and clinical opportunities: Advances in ultrahigh field Cardiac and Body Magnetic Resonance.</a> NMR in Biomedicine. 29 (9), 1173-1179 (2016).</li><li>Niendorf, T., Sodickson, D. K., Krombach, G. A., Schulz-Menger, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Toward+cardiovascular+MRI+at+7+T:+clinical+needs,+technical+solutions+and+research+promises.">Toward cardiovascular MRI at 7 T: clinical needs, technical solutions and research promises.</a> European Radiology. 20 (12), 2806-2816 (2010).</li><li>Niendorf, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Progress+and+promises+of+human+cardiac+magnetic+resonance+at+ultrahigh+fields:+A+physics+perspective.">Progress and promises of human cardiac magnetic resonance at ultrahigh fields: A physics perspective.</a> Journal of Magnetic Resonance. 229, 208-222 (2013).</li><li>Hinton, D. P., Wald, L. L., Pitts, J., Schmitt, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparison+of+Cardiac+MRI+on+1.5+and+3.0+Tesla+Clinical+Whole+Body+Systems.">Comparison of Cardiac MRI on 1.5 and 3.0 Tesla Clinical Whole Body Systems.</a> Investigative Radiology. 38 (7), 436-442 (2003).</li><li>Ohliger, M. A., Grant, A. K., Sodickson, D. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultimate+intrinsic+signal-to-noise+ratio+for+parallel+MRI:+Electromagnetic+field+considerations.">Ultimate intrinsic signal-to-noise ratio for parallel MRI: Electromagnetic field considerations.</a> Magnetic resonance in medicine. 50 (5), 1018-1030 (2003).</li><li>Vaughan, J. T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Whole-body+imaging+at+7T:+Preliminary+results.">Whole-body imaging at 7T: Preliminary results.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 61 (1), 244-248 (2009).</li><li>Hezel, F., Thalhammer, C., Waiczies, S., Schulz-Menger, J., Niendorf, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+Spatial+Resolution+and+Temporally+Resolved+T2*+Mapping+of+Normal+Human+Myocardium+at+7.0+Tesla:+An+Ultrahigh+Field+Magnetic+Resonance+Feasibility+Study.">High Spatial Resolution and Temporally Resolved T2* Mapping of Normal Human Myocardium at 7.0 Tesla: An Ultrahigh Field Magnetic Resonance Feasibility Study.</a> PLOS ONE. 7 (12), e52324 (2012).</li><li>Suttie, J. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=7+Tesla+(T)+human+cardiovascular+magnetic+resonance+imaging+using+FLASH+and+SSFP+to+assess+cardiac+function:+validation+against+1.5+T+and+3+T.">7 Tesla (T) human cardiovascular magnetic resonance imaging using FLASH and SSFP to assess cardiac function: validation against 1.5 T and 3 T.</a> NMR in biomedicine. 25 (1), 27-34 (2012).</li><li>von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cardiac+chamber+quantification+using+magnetic+resonance+imaging+at+7+Tesla-a+pilot+study.">Cardiac chamber quantification using magnetic resonance imaging at 7 Tesla-a pilot study.</a> European Radiology. 20 (12), 2844-2852 (2010).</li><li>Winter, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparison+of+three+multichannel+transmit/receive+radiofrequency+coil+configurations+for+anatomic+and+functional+cardiac+MRI+at+7.0T:+implications+for+clinical+imaging.">Comparison of three multichannel transmit/receive radiofrequency coil configurations for anatomic and functional cardiac MRI at 7.0T: implications for clinical imaging.</a> European Radiology. 22 (10), 2211-2220 (2012).</li><li>Schmitter, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cardiac+imaging+at+7+tesla:+Single-+and+two-spoke+radiofrequency+pulse+design+with+16-channel+parallel+excitation:+Cardiac+Imaging+at+7T.">Cardiac imaging at 7 tesla: Single- and two-spoke radiofrequency pulse design with 16-channel parallel excitation: Cardiac Imaging at 7T.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 70 (5), 1210-1219 (2013).</li><li>Krug, J., Rose, G., Stucht, D., Clifford, G., Oster, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Limitations+of+VCG+based+gating+methods+in+ultra+high+field+cardiac+MRI.">Limitations of VCG based gating methods in ultra high field cardiac MRI.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15 (Suppl 1), W19 (2013).</li><li>St&#228;b, D., Roessler, J., O'Brien, K., Hamilton-Craig, C., Barth, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=ECG+Triggering+in+Ultra-High+Field+Cardiovascular+MRI.">ECG Triggering in Ultra-High Field Cardiovascular MRI.</a> Tomography. 2 (3), 167-174 (2016).</li><li>Gr&#228;&#223;l, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Design,+evaluation+and+application+of+an+eight+channel+transmit/receive+coil+array+for+cardiac+MRI+at+7.0T.">Design, evaluation and application of an eight channel transmit/receive coil array for cardiac MRI at 7.0T.</a> European Journal of Radiology. 82 (5), 752-759 (2013).</li><li>Graessl, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Modular+32-channel+transceiver+coil+array+for+cardiac+MRI+at+7.0T.">Modular 32-channel transceiver coil array for cardiac MRI at 7.0T.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 72 (1), 276-290 (2014).</li><li>Snyder, C. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Initial+results+of+cardiac+imaging+at+7+tesla.">Initial results of cardiac imaging at 7 tesla.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 61 (3), 517-524 (2009).</li><li>Meloni, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Detailing+magnetic+field+strength+dependence+and+segmental+artifact+distribution+of+myocardial+effective+transverse+relaxation+rate+at+1.5,+3.0,+and+7.0+T:+Magnetic+Field+Dependence+of+Myocardial+R+2+*.">Detailing magnetic field strength dependence and segmental artifact distribution of myocardial effective transverse relaxation rate at 1.5, 3.0, and 7.0 T: Magnetic Field Dependence of Myocardial R 2 *.</a> Magnetic Resonance in Medicine. 71 (6), 2224-2230 (2014).</li><li>von Knobelsdorff-Brenkenhoff, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Assessment+of+the+right+ventricle+with+cardiovascular+magnetic+resonance+at+7+Tesla.">Assessment of the right ventricle with cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 15, 23 (2013).</li><li>Petersen, S. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reference+ranges+for+cardiac+structure+and+function+using+cardiovascular+magnetic+resonance+(CMR)+in+Caucasians+from+the+UK+Biobank+population+cohort.">Reference ranges for cardiac structure and function using cardiovascular magnetic resonance (CMR) in Caucasians from the UK Biobank population cohort.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 19 (1), (2017).</li><li>Frauenrath, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Feasibility+of+cardiac+gating+free+of+interference+with+electro-magnetic+fields+at+1.5+Tesla,+3.0+Tesla+and+7.0+Tesla+using+an+MR-stethoscope.">Feasibility of cardiac gating free of interference with electro-magnetic fields at 1.5 Tesla, 3.0 Tesla and 7.0 Tesla using an MR-stethoscope.</a> Investigative radiology. 44 (9), 539-547 (2009).</li><li>Frauenrath, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acoustic+cardiac+triggering:+a+practical+solution+for+synchronization+and+gating+of+cardiovascular+magnetic+resonance+at+7+Tesla.">Acoustic cardiac triggering: a practical solution for synchronization and gating of cardiovascular magnetic resonance at 7 Tesla.</a> Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 12 (1), 67 (2010).</li><li>Schroeder, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+Novel+Method+for+Contact-Free+Cardiac+Synchronization+Using+the+Pilot+Tone+Navigator.">A Novel Method for Contact-Free Cardiac Synchronization Using the Pilot Tone Navigator.</a> Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. 24, 3103 (2016).</li></ol>

Les examens de CMR fonctionnelles pourraient être réalisés avec succès à 7 Tesla. Selon l’intensité de champ piloté par gain SNR, images CINE du cœur humain pouvaient être acquise avec une résolution spatiale beaucoup plus élevée par rapport à 1,5 ou 3 T. Alors qu’une épaisseur de tranche de 6 à 8 mm et dans le plan bord voxel longueurs de 1,2 à 2,0 mm sont couramment utilisés à plus faible champ clinique points forts1,30, les mesures à 7 T...

Résonance magnétique cardiovasculaire (CMR) est de valeur clinique prouvée avec un nombre croissant d’indications cliniques1,2. En particulier, l’évaluation de la morphologie cardiaque et la fonction revêt une importance majeure et généralement réalisé en observant et en visualisant que la motion de coeur tout au long de l’ensemble du cycle cardiaque en utilisant segmenté souffle-qui s’est tenue à deux dimensions (2D) cinematograpic) Techniques d’imagerie CINE). Bien que haute résolution spatio-temporelle, contraste élevé de sang-myocarde et rapport signal sur bruit élevé (SNR) sont nécessaires, l’acquisition de données est très limitée par le mouvement cardiaque et respiratoire et de l’utilisation de multiples souffle-cales ainsi que la nécessité pour tout cœur ou ventriculaire gauche couverture conduit souvent à une vaste analyse fois. Imagerie parallèle, imagerie simultanée de multi-slice ou autre accélération techniques aident à traiter le mouvement associés contraintes3,4,5,6.
En outre, de bénéficier de la SNR inhérente gain au plus élevé des champs magnétiques, systèmes de champ élevée avec B0 = 3 Tesla travaillent de plus en plus en routine clinique7,8. Le développement a également encouragé les enquêtes sur l’ultra haut champ (B0≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR9,10,11,12,13,14. Le gain en contraste SNR et sang-myocarde inhérent à l’intensité de champ supérieure promet d’être transférable dans renforcée CMR fonctionnelle à l’aide d’une résolution spatiale qui dépasse limites15,16, aujourd'hui 17. À son tour, de nouvelles possibilités pour la résonance magnétique (RM) caractérisation tissulaire myocardique, imagerie métabolique et l’imagerie de la microstructure sont attendus13. Jusqu'à présent, plusieurs groupes ont démontré la faisabilité de CMR à 7 Tesla et spécifiquement adaptées champ ultra haute technologie a été introduite le17,18,19,20, 21,22. En ce qui concerne ces développements prometteurs, le potentiel de champ ultra-haute CMR peut être considérée comme encore inexploité13. Dans le même temps, les phénomènes physiques et les obstacles pratiques tels que les inhomogénéités du champ magnétique, excitation radiofréquence (RF) champ non-uniformites, artefacts hors-résonance, effets diélectriques, chauffage tissulaire localisée et l’intensité du champ contraintes de dépôts de puissance RF indépendantes font d’imagerie à ultra-haute domaine un défi10,17. Ces derniers sont employés pour contrôler RF induit tissu chauffant et pour assurer un fonctionnement sécuritaire. En outre, électrocardiogramme (ECG) basé de déclenchement peut être touchée par la magnétohydrodynamique (MHD) effet19,23,24. Pour régler les problèmes induits par la courte longueur d’onde dans le tissu, tableaux de bobine plusieurs éléments émetteur-récepteur RF sur mesure pour les CMR à 7 Tesla ont été proposé21,25,26,27. Transmission en parallèle RF fournit le moyen de champ de transmission façonnage, également connu sous le nom B1+ calage, qui permet de réduire les inhomogénéités du champ magnétique et les artefacts de susceptibilité18,28. Alors qu’à l’heure actuelle, certaines de ces mesures pourraient augmenter la complexité expérimentale, les concepts se sont avérés utiles et peuvent être traduites pour les intensités de champ clinique du CMR 1,5 T ou 3 T.
Actuellement, l’imagerie 2D regime équilibré précession libre (bSSFP) CINE est la norme de référence pour les CMR fonctionnelle clinique à 1,5 T et 3 T1. Récemment, la séquence a été employée avec succès à 7 Tesla, mais un grand nombre de défis demeure19. Patient spécifique B1+ calage et ajustements de bobine supplémentaires RF ont été appliquées pour gérer les contraintes de dépôts de puissance RF et caler soigneusement les0 B a été réalisée afin de contrôler la séquence typique des bandes d’artefacts. Avec un temps de recherche moyen de 93 minutes pour l’évaluation de fonction ventriculaire gauche (VG), les efforts prolongés les temps d’examen au-delà des limites acceptables sur le plan clinique. Ici, les séquences d’écho de gradient gâté fournissent une alternative viable. À 7 Tesla, fois examen total de min (29 ± 5) pour l’évaluation de fonction LV ont été signalés, ce qui correspond bien à des protocoles cliniques d’imagerie à bas champ atouts21. Ainsi, spoiled gradient echo base CMR bénéficie les prolongée T1 temps de relaxation à ultra-haute field qui résultent en un contraste amélioré de sang-myocarde supérieur à l’imagerie écho de gradient à 1,5 T. Cela rend les structures anatomiques subtils tels que le péricarde, la mitrale et tricuspide vannes ainsi que les muscles papillaires bien identifiable. Parallèlement, quantification chambre cardiaque gâté echo de gradient basé à 7 Tesla concorde étroitement avec LV paramètres dérivés de l’imagerie 2D bSSFP CINE à 1,5 T20. En dehors de cela, une quantification (RV) chambre ventriculaire droit précise a été récemment démontrée réalisable à l’aide d’une haute résolution gâté séquence écho de gradient à 7 Tesla29.
Reconnaissant les défis et les opportunités du CMR à très haut champ, cet ouvrage présente un protocole personnalisé pour les acquisitions de CMR fonctionnelles sur un scanner de recherche expérimental 7 Tesla et le programme d’installation. Le protocole décrit les fondements techniques, montre comment les obstacles peuvent être surmontés et fournit des considérations pratiques qui aident à maintenir la charge mémoire supplémentaire expérimentale au minimum. Le projet de protocole d’imagerie constitue une amélioration en quatre volets de la résolution spatiale par rapport à la pratique clinique actuelle. Il est destiné à fournir une ligne directrice pour adaptateurs cliniques, médecins chercheurs, translationnelles chercheurs, experts demande, Monsieur radiologues, technologues et nouveaux venus dans le domaine.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" style="width:572px;" width="573">
	<tbody>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">7 Tesla MRI system</td>
			<td style="width:71px;">Siemens</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Investigational Device</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">32-Channel -1H-Cardiac Coil</td>
			<td style="width:71px;">MRI.Tools GmbH</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td>Transmit/Receive RF Coil for MR Imaging and Spectroscopy at 7.0 Tesla</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">ECG Trigger Device</td>
			<td style="width:71px;">Siemens</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">Pulse Trigger Device</td>
			<td style="width:71px;">Siemens</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

cardiac magnetic resonance imaging at 7 tesla

CMR à un très haut champ (champ magnétique B0 ≥ 7 Tesla) bénéficie de l’avantage du rapport signal-bruit (RSB) inhérent à des intensités de champ magnétique supérieures et potentiellement fournit signal meilleur contraste et une résolution spatiale. Tout en promettant des résultats ont été obtenus, ultra-haute champ CMR est difficile en raison de contraintes de dépôts énergétiques et des phénomènes physiques tels que la transmission non champ-uniformites et inhomogénéités du champ magnétique. En outre, l’effet magnéto-hydrodynamique rend difficile la synchronisation de l’acquisition de données avec le mouvement cardiaque. Les défis sont actuellement abordés par explorations dans la technologie novatrice de résonance magnétique. Si tous les obstacles peuvent être surmontés, ultra-haute champ CMR peut générer de nouvelles opportunités pour les CMR fonctionnelle, caractérisation tissulaire myocardique, imagerie de la microstructure ou imagerie métabolique. Reconnaissant ce potentiel, nous montrons que technologie de bobinage multi-canaux radio fréquence (RF) adapté pour CMR à 7 Tesla ainsi que plus élevés ordre B0 calage et un signal de sauvegarde pour déclenchement cardiaque facilite haute-fidélité CMR fonctionnelle. Avec la configuration proposée, quantification de chambre cardiaque peut être accomplie en période d’examen similaires à ceux obtenus à une intensité plus faible. Pour partager cette expérience et favoriser la diffusion de cette expertise, cet ouvrage décrit notre configuration et protocole sur mesure pour les CMR fonctionnelle à 7 Tesla.

Résultats représentatifs des examens de CINE cardiaques dérivés de bénévoles sont représentés dans la Figure 4. Diastoliques et systoliques délais d’axe court et un long axe de quatre chambres de vues du cœur humain, est indiqué. La résolution spatiale beaucoup plus élevée pour les vues d’axe court (Figure 4 a, 4 b, 4e, 4f) par rapport à l’opinion de l’axe ...

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Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

Le gain de sensibilité inhérent à la résonance magnétique champ ultra prometteuse pour l’imagerie de haute résolution spatiale du cœur. Nous décrivons ici un protocole personnalisé pour la résonance magnétique fonctionnelle cardiovasculaire (CMR) à 7 Tesla en utilisant une bobine avancées multi-canaux radio-fréquence, calage du champ magnétique et un concept de déclenchement.

Imagerie par résonance magnétique cardiaque à 7 Tesla

CMR at an ultra-high field (magnetic field strength B0&#160;&#8805; 7 Tesla) benefits from the signal-to-noise ratio (SNR) advantage inherent at higher ...

L’objectif global de l’expérience suivante est d’effectuer une IRM cardiaque fonctionnelle haute fidélité du cœur à une force de champ ultra élevée de 7 Tesla. Ceci est réalisé par A.utilisant la technologie multicanal de bobine de RF spécifiquement adaptée à la force ultra haute de champ. B.positionnement du sujet prudent.C.employant le shimming bo de commande élevée et l’utilisation de D.making des dispositifs disponibles de déclenchement d’ECG. L’imagerie par résonance magnétique cardiovasculaire a une valeur clinique prouvée avec une gamme croissante d’indications. Cette imagerie en particulier est d’une profonde pertinence pour l’évaluation de la fonction myocardique.Les flux ultra, tels que 7 Tesla, offrent un grand avantage de bruit de signal qui peut être transféré dans spay-shous-lou-shus qui dépassent les limites d’aujourd’hui. À notre tour, nous nous attendons à de nouvelles possibilités pour la caractérisation des tissus myocardiaux et l’imagerie par micro structure. Les avantages de 7 Tesla est parfois compensée par un certain nombre d’obstacles pratiques et de la physique raley phénomène, tels que d’ailleurs, le déclenchement ECG peut être sensiblement affectée par l’effet magnéto-hydrodynamique.Conscients de ces défis, nous proposons une configuration et un protocole fonctionnels à 7 Tesla. Le protocole d’imagerie proposé consiste en une quadruple amélioration de la résolution spatiale avec la pratique clinique d’aujourd’hui. Contrairement aux scanners cliniques, fonctionnant à 1 point 5 ou 3 Tesla, le scanner de champ ultra-haut n’est pas équipé d’une bobine de corps, et l’utilisation d’un réseau de transmetteurs local est essentielle pour signaler l’excitation.Ainsi, la table du patient doit être prête à accueillir le matériel supplémentaire nécessaire à l’exploitation de la bobine RF dédiée aux 32 canaux. La bobine utilisée dans cette expérience se compose de plusieurs power-splitter, phase-shifter, et transmettre recevoir des boîtes d’interface, en plus des deux sections de bobine RF qui seront placés au-dessous et sur le dessus du sujet. Tout d’abord, placez le matériel supplémentaire de bobine RF à l’extrémité supérieure de la table du patient.Reliez les boîtes individuelles avec les câbles BNC appropriés. Connectez les boîtes d’interface aux quatre bouchons de bobine sur la table du patient. Assurez-vous qu’il y a suffisamment d’espace sur la table pour garantir le positionnement du sujet dans l’isocenter de l’aimant.Comme indiqué ici, cela peut être réalisé en pré-définissant une place pour la bobine sur la table du patient, dans le test préliminaire avec des volontaires de taille corporelle différente. Placez le tableau de bobine postérieure dans l’endroit prédéfini sur la table du patient. Connectez la bobine avec la boîte d’interface appropriée.Ensuite, connectez les quatre modules du tableau de bobine antérieur avec son interface, et placez-les de côté pour permettre le positionnement du sujet. Informez le sujet de la procédure d’imagerie, ainsi que des risques potentiels de subir l’examen, et obtenez le consentement par écrit. Avant d’entrer dans la zone de sécurité de l’IRM, effectuez l’IRM de sécurité et le criblage des métaux.Puisque l’imagerie est effectuée pendant la prise de souffle à la fin de l’expiration, la respiration constante fait partie intégrante de la qualité de l’image. Entraînez le sujet sur la technique de respiration avant de scanner. Placez le cœur du sujet au cœur du tableau de bobine postérieur.La tête sera généralement placée sur le dessus des connecteurs de boîte d’interface de bobine. Il est important de placer soigneusement les câbles et d’utiliser l’amorti de façon appropriée et d’assurer le confort et la conformité du sujet. Attachez les électrodes ECG et le dispositif de déclenchement au corps.Fixez le dispositif de déclenchement d’impulsion à l’index du sujet. Le deuxième dispositif de déclenchement permet de commutation en cas de distorsions graves du signal ECG. Remettre la balle de compression de sécurité au sujet.Placez la bobine antérieure sur la poitrine du sujet. Utilisez des écouteurs et des écouteurs pour réduire l’exposition au bruit et permettre la communication avec le sujet. Conduisez le sujet dans l’alésage du scanner.Vérifiez les systèmes de communication et le bien-être du sujet avant de procéder. Salut, tu m’entends ? Vous allez bien?On va commencer le scanner sous peu. Utilisez des analyses de localisation de base pour vérifier le positionnement correct du cœur du participant dans l’isocenter. Repositionnez le sujet au besoin.Ensuite, prescrire le volume de cale de sorte qu’il couvre le cœur entièrement. Utilisez un flux non déclenché compensé, séquence de cales flash multi-échos 2D pour calculer les courants de cale de troisième ordre. Après avoir réglé les courants, assurez-vous que le volume de cale et les courants de cale restent fixés tout au long du reste de l’examen.Pour la planification des tranches obliques doubles, employez une séquence flash 2D à respiration et déclenchée par ECG. Le souffle est toujours retenu dans l’expiration. Tout d’abord, planifiez la tranche de localisateur à deux chambre perpendiculairement sur l’éclaireur axial, et parallèle à la paroi septale.Pour optimiser le contraste d’image, utilisez des angles de retournement élevés ou utilisez une acquisition de ciné segmentée. Deuxièmement, planifiez la tranche de localisateur à quatre chambre perpendiculaire au localisateur à deux chambres à travers la valve mitriale et l’apex du ventricule gauche. Enfin, acquérir sept tranches de localisateur à accès court perpendiculaires à la tranche de localisateur à quatre chambres, parallèlement à la valve mitriale et perpendiculaire à la paroi septale.Adapter le champ de vision au besoin. Effectuez les acquisitions de ciné à l’aide d’une séquence flash 2D haute résolution, à respiration, déclenchée par ECG, segmentée. Commencez par la vue ventriculaire gauche à quatre chambres, également connue sous le nom de long axe horizontal.Planifiez la tranche centrale à travers le centre des valves mitrales et tri-cuspides, et l’apex du ventricule gauche. Couvrez tout le cœur. Numérisez chaque tranche pendant l’expiration d’une prise de souffle individuelle.Procéder avec les tranches ventriculaires gauches axe court. Planifiez-les perpendiculairement à l’axe long horizontal et parallèles à la valve mitrale. Couvrir l’ensemble du ventricule gauche de la base à l’apex.Assurez-vous que la première tranche est placée avec précision à la valve mitrale dans les insertions de folioles. Encore une fois, acquérir chaque tranche avec une respiration individuelle et l’expiration. Cette figure montre une trace typique d’ECG obtenue auprès d’un volontaire à l’extérieur de l’alésage d’aimant sur la gauche, et dans l’isocenter de l’aimant sur la droite.L’ECG est corrompu par l’interférence avec les champs électromagnétiques et par l’effet magnéto-hydrodynamique, ou effet MHD, pour faire court. L’effet MHD est prononcé pendant les phases cardiaques du flux aortique systolique et est visible comme une distorsion grave du segment ST dans la trace ECG. Cela compromet la reconnaissance et la synchronisation des ondes R de l’acquisition de données dans le cycle cardiaque.Cette figure montre des images diastoliques et systoliques représentatives des vues à long axe obtenues à l’aide du protocole proposé. En raison de graves distorsions du signal déclencheur ecg, le déclenchement des impulsions a été utilisé pour cette acquisition. La nervosité dans le signal de déclenchement induit des artefacts de mouvement mineur qui sont prononcés pendant le sistol.Ici, des vues représentatives de l’axe court sont affichées. La très haute résolution spatiale d’un par un millimètre en plan est clairement visible. Même lorsque vous utilisez une épaisseur de tranche aussi mince que quatre millimètres, les images fournissent un signal suffisant au bruit et au contraste pour délimifier les parois myocardiques.Dans certains cas, des vides de signaux dus à des interférences destructrices dans le champ de transmission peuvent également être observés. La 7 tesla nous permet d’effectuer les rescisions Cneg avec une très haute résolution spéciale. Par rapport à 1,5 ou 3 Tesla, nous avons pu améliorer la résolution spatiale par un facteur de trois à quatre.Nos résultats montrent que les examens d’IRM fungshotic peuvent être menés avec succès à 7 Tesla et nous pouvons démontrer le potentiel de l’imagerie cardio-vasculaire ultra-champ.

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