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Cine-MRT versus MRT

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Könnte mir jemand den Unterschied zwischen Cine-MRT und MRT erklären? Ich lese im Internet widersprüchliche Dinge, wie zum Beispiel, dass Cine-MRT EKG-Gating verwendet oder dass Cine-MRT viele Bilder der gleichen Position des Herzens macht, bevor das Endergebnis zusammengefügt wird, und es verwirrt mich.


Ich bin mit der Technik nicht vertraut, sie ist, wie Sie sicher schon wissen, sehr spezialisiert und ich fand es ziemlich schwierig, spezifische Ressourcen für die Cine-MRT zu finden. Bei einem Blick auf den Wikipedia-Eintrag gibt es jedoch ein paar Unterschiede, auf die ich euch hinweisen kann.

Ein normales MRT macht rechtzeitig eine Momentaufnahme eines Körperabschnitts und kann daher nicht verwendet werden, um die Bewegung innerer Strukturen zu zeigen. Im Gegensatz dazu macht Cine-Mri mehrere Schnappschüsse zu unterschiedlichen Zeiten und fügt sie zu einer Animation zusammen, sodass der Arzt Bewegungen sehen kann. Die Technik ist zum Beispiel nützlich zur Abbildung des schlagenden Herzens und wurde auch verwendet, um den Fluss von Gehirn-Rückenmarks-Flüssigkeit zu untersuchen.

Das EKG-Gating bezieht sich darauf, wie die Bilder gesammelt werden, wenn der Scan des Herzens erfolgt. Das Timing der Scans stimmt mit der elektrischen Aktivität im Herzen überein, die mit einem Oberflächen-EKG gemessen wird. Als zweifellos stark vereinfachtes Beispiel könnte der Scanner ein Bild bei P, Q, R, S und T der EKG-Wellenform aufnehmen, bevor er sie dann zu einer Animation zusammenfügt:


Phasenkontrast-Cine-MRT versus MR-Zisternographie zur Beurteilung der Kommunikation zwischen intraventrikulären Arachnoidalzysten und benachbarten Liquorräumen

Das Ziel dieser Studie war es, die Rolle der Phasenkontrast-Cine-Magnetresonanztomographie (PC-MRT) bei der Erkennung möglicher Verbindungen zwischen intraventrikulären Arachnoidalzysten (IV-ACs) und Liquorräumen (CSF) basierend auf der MR-Zisternographie (MRC) zu bewerten. Vergleich.

Materialen und Methoden

Einundzwanzig Patienten mit IV-AC wurden durch PC-MRT und MRC untersucht. Um die Kommunikation des IVAC mit seinen benachbarten Liquorräumen zu bestimmen, wurde PC-MRT eingesetzt. Die Kommunikation von IV-ACs mit dem Ventrikelsystem wurde auf mindestens zwei anatomischen Ebenen untersucht. Nach präkontrastiven Aufnahmen und PC-MRT erfolgte die intrathekale Gabe von 0,5–1 ml Gadopentetat-Dimeglumin. Frühe und verzögerte MRC wurden dann durchgeführt. Die Ergebnisse der PC-MRT wurden mit den Ergebnissen der MRC (McNemar-Test) verglichen.

Ergebnisse

Bei sieben IV-ACs wurde durch PC-MRT keine Kommunikation festgestellt. Bei 14 IVACs wurde ein pulsierender Liquorfluss in die IV-ACs beobachtet. Alle IV-ACs, die im PC-MRT als nicht-kommunizierend (NC) bestimmt wurden, zeigten auch im MRC NC-Charakter. Sechs Fälle, die eine Kommunikation über PC-MRT nahelegten, zeigten keine Kommunikation über MRC. MRC ergab acht kommunizierende (38 %) und 13 NC (62 %) IV-ACs bei insgesamt 21 Fällen. Die Sensitivität und Spezifität der PC-MRT-Bildgebung beim Nachweis der Kommunikation zwischen den IV-ACs und dem Liquor betrug 100 % bzw. 54 %.

Abschluss

PC-MRT ist eine effektive Methode zur Beurteilung von NC IV-ACs. Um über das Management von IV-ACs zu entscheiden, die gemäß PC-MRT kommunizieren, sollten die Ergebnisse bei Verdacht auf Jetflow mit MRC bestätigt werden.


■ Eine Deep-Learning-Methode zur Erkennung von Myokardinfarkten in der nicht verbesserten kardialen Cine-MRT erzielte eine gute diagnostische Leistung zur Erkennung chronischer Myokardinfarkte (Sensitivität pro Segment, 90 % Spezifität, 99 % Fläche unter der Receiver Operating Characteristic Curve, 0,94).

■ Es gab keinen Unterschied zwischen dem Bereich des chronischen Myokardinfarkts, der in der nicht-verstärkten kardialen Cine-MRT erkannt wurde, und der Ground-Truth-Definition, die durch eine fachmännische manuelle Segmentierung der späten Gadolinium-Anreicherungs-MRT definiert wurde (Myokardinfarktfläche pro Patient, 6,2 cm 2 ± 2,8 vs 5,5 cm 2 ± 2,3, bzw P = .27).


Abstrakt

Hintergrund Die langfristige Anpassung des rechten Ventrikels nach atrialer Transposition der großen Arterien (TGA) bleibt ein wichtiges Thema. Die Cine-Magnetresonanztomographie (MRT) mit ihren tomographischen Fähigkeiten ermöglicht eine einzigartige quantitative Bewertung der rechts- und linksventrikulären Funktion und Masse. Unser Ziel war es, mittels MRT und einer altersangepassten Normalpopulation die typische Spätadaptation des rechten und linken Ventrikels nach atrialer Reparatur von TGA zu untersuchen.

Methoden und Ergebnisse Cine-MRT wurde verwendet, um die ventrikuläre Funktion und Masse bei 22 Patienten nach atrialer Reparatur von TGA zu untersuchen. Bilder wurden in Kurzachsenschnitten von der Basis bis zum Apex aufgenommen, um die normalisierte rechts- und linksventrikuläre Masse (RVM und LVM, g/m 2 ), die interventrikuläre Septummasse (IVSM, g/m 2 ), die RV- und LV-enddiastolischen Volumina abzuleiten (EDV, ml/m 2 ) und Ejektionsfraktionen (EF). Die Ergebnisse 8 bis 23 Jahre nach der Reparatur wurden mit der Analyse von 24 alters- und geschlechtsangepassten gesunden Freiwilligen verglichen und zeigten deutlich erhöhte RVM, verringerte LVM und IVSM, normale RV-Größe und nur leicht erniedrigte RVEF. Nur 1 von 22 Patienten hatte eine klinische RV-Dysfunktion, und dieser Patient hatte eine erhöhte RVM.

Schlussfolgerungen Die Cine-MRT ermöglicht eine quantitative Bewertung der RV- und LV-Masse und -Funktion spät nach der atrialen Reparatur von TGA. Längsschnittstudien, die diese Messungen einschließen, sollten sich bei der Bestimmung des Mechanismus des späten RV-Versagens bei diesen Patienten als nützlich erweisen. Aufgrund dieser frühen Daten scheint eine inadäquate Hypertrophie bei dieser Patientengruppe nicht die Ursache der späten Dysfunktion zu sein.

Die von Senning 1 und Mustard 2 eingeführte atriale Reparatur von TGA hat hervorragende klinische Ergebnisse geliefert, aber RV-Dysfunktion war bei einer unterschiedlichen Anzahl von späten Überlebenden ein durchgängiges Problem. 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 Die Cine-MRT ist ein neues kardiovaskuläres Bildgebungsverfahren, das theoretisch ideale tomographische Fähigkeiten für eine umfassende RV- und LV-Volumen- und Massenquantifizierung bietet. Der Zweck dieser Studie war es, Cine-MRT zu verwenden, um RV- und LV-Volumina, Ejektionsfraktionen, Outputs und Masse in einer nicht ausgewählten Gruppe von späten Überlebenden der atrialen Reparatur von TGA zu messen.

Methoden

Probandenpopulation

Die Patientengruppe bestand aus 22 Patienten, die sich entweder einem Senning- (n=12) oder einem Mustard-Verfahren (n=10) zur atrialen Reparatur von TGA unterzogen hatten. Die Patienten wurden nur ausgewählt, weil sie mindestens 8 Jahre nach der Reparatur waren, sich bereit erklärten, zur Studie nach Vanderbilt zurückzukehren, und keine Kontraindikationen für die MRT, einschließlich signifikanter Vorhofarrhythmien, aufwiesen. Die Studie wurde vom Institutional Review Board der Vanderbilt University genehmigt, und alle Probanden gaben ihr Einverständnis. Das Durchschnittsalter der gesamten Gruppe bei der Operation betrug 0,96 Jahre und das Durchschnittsalter zum Zeitpunkt der MRT-Studie betrug 15,7 Jahre. Das Durchschnittsalter bei der Senning-Reparatur betrug 4,5 Monate (Spanne 6 Tage bis 2,3 Jahre), während das Durchschnittsalter bei der Mustard-Reparatur 1,48 Jahre (Spanne 6 Monate bis 4 Jahre) betrug. Das mittlere Intervall zwischen Reparatur und MRT betrug 12,0 Jahre in der Senning-Gruppe und 19,6 Jahre in der Mustard-Gruppe (Tabelle 1).

Die Operationstechnik wurde bereits beschrieben. 18 Bei Säuglingen mit einem Gewicht von <10 kg im Alter von <1 Jahr wurde eine starke Hypothermie und ein Kreislaufstillstand angewendet. Bei allen anderen Patienten wurde ein kardiopulmonaler Bypass mit mäßiger Hypothermie (25°C) verwendet. Alle Patienten erhielten kalte kristalloide kardioplegische Lösung. Alle bis auf vier Patienten wurden in Vanderbilt operiert.

Die Kontrollgruppe bestand aus 24 geschlechtsangepassten Freiwilligen ohne Herzerkrankungen in der Vorgeschichte. Das Alter wurde so gut wie möglich abgestimmt. Das mittlere Alter der Kontrollgruppe betrug 21,3 ± 7,0 Jahre, und der mittlere BSA dieser Gruppe betrug 1,67 ± 0,29 m 2 .

Assoziierte Läsionen

In der Senning-Gruppe war bei 5 von 12 Patienten bei 2 dieser 5 Patienten ein VSD vorhanden, der VSD war klein und nicht repariert, und bei den verbleibenden 3 Patienten war der VSD klein und durch Einzelknopfnähte unter Verwendung eines Vorhofs verschlossen sich nähern. Die 2 Patienten mit VSDs, die bei der Operation nicht verschlossen waren, wiesen dopplerechokardiographische Hinweise auf einen kleinen Restdefekt zum Zeitpunkt der MRT mit geschätztem normalem LV-Druck auf. Bei 2 der 12 Patienten lag eine restliche leichte Pulmonalstenose mit Dopplergradienten von 25 und 41 mm Hg vor. Keiner der Patienten hatte eine pulmonale Hypertonie durch Doppler-Echokardiographie und keiner hatte eine Obstruktion durch die Schallwand.

In der Mustard-Gruppe war bei 2 von 10 Patienten dieser 2 Patienten ein VSD vorhanden, 1 hatte einen spontanen Verschluss eines kleinen VSD und 1 hatte einen VSD-Verschluss unter Verwendung eines atrialen Zugangs. Bei einem Patienten lag eine Restpulmonalstenose vor (Doppler-Gradient 70 mm Hg). Nur 1 Patient in der gesamten Gruppe hatte eine Trikuspidalinsuffizienz im MRT und in der klinischen Untersuchung, und diese Regurgitation wurde von beiden Modalitäten als mild eingestuft. Kein Patient hatte eine pulmonale Hypertonie. Eine partielle Obstruktion der oberen Hohlvene lag bei 2 Patienten mit einer weit durchgängigen unteren Hohlvene vor 1 Patient hatte eine partielle Lungenvenenobstruktion.

Symptome, Rhythmus und Medikamente

In der Senning-Gruppe hatten 11 von 12 Patienten keine Symptome und 1 von 12 hatte leichte Ermüdbarkeit (Fähigkeitsindex 2 23 ) und war der einzige Patient in dieser Gruppe, der eine medikamentöse Therapie (Digoxin und Enalapril) erhielt. Sinusrhythmus war bei 7 von 12 Patienten vorherrschend, junktionaler Rhythmus bei 2 von 12, Sinus/junktionaler Rhythmus alternierend bei 2 von 12 und ein unbestimmter Rhythmus bei 1 Patienten.

In der Mustard-Gruppe waren 7 von 10 Patienten asymptomatisch. Ein Patient hatte mäßige Symptome und 2 von 10 hatten eine fragwürdige leichte Ermüdbarkeit. Digoxin wurde bei 5 von 10 Patienten und Diuretika und Enalapril bei jeweils 1 Patienten verwendet.

Erfassungstechnik

Die MRT-Erfassung umfasste ein standardisiertes Protokoll, das zu einer Reihe von kurzachsigen Cine-Schleifen führte, die LV und RV von der atrioventrikulären Klappenebene bis zum Apex abdecken. Alle Studien wurden mit einem Siemens SP 4000 (Siemens Medical Systems, Inc) MR-Scanner durchgeführt. Eine Reihe von Scout-Bildern wurde aufgenommen, um die Kurzachsenebene zu lokalisieren. Das Protokoll begann mit einem sagittalen Bild, um die Position des Herzens in der Brust zu lokalisieren. Anschließend wurde ein Satz transversaler Bilder aufgenommen, um das interventrikuläre Septum sichtbar zu machen. Anschließend wurden Bilder parallel zum interventrikulären Septum im LV aufgenommen, die eine vertikale Längsachsenansicht ergaben. Durch die Längsachse dieses Bildes aufgenommene Bilder führten zu einer horizontalen Längsachsenansicht. Aus dieser Sicht wurden die Trikuspidal- und Mitralklappenebene definiert. Eine EKG-getriggerte Gradientenecho-Cine-Sequenz (TR 50 ms, TE 12 ms, Flip-Winkel 60 Grad) wurde dann verwendet, um Bilder in der Kurzachsenebene an zusammenhängenden 7-mm-Positionen von der Klappenebene bis zur Herzspitze aufzunehmen . Abb. 1 zeigt die Definition der Kurzachsenebenen aus der horizontalen Langachsenansicht bei einem gesunden Probanden. Es wurde in unserem Labor festgestellt, dass diese Methode zur Definition der Kurzachsenansicht innerhalb weniger Grad in jeder Achse reproduzierbar ist (C. H. Lorenz, PhD, et al., unveröffentlichte Daten, 1994). Dieser Ansatz zur Datenerfassung ermöglicht die reproduzierbare Erfassung von Cine-Bildern des Herzens in der Kurzachsenansicht zum Vergleich zwischen Patienten und für serielle Studien desselben Patienten.

Analysetechnik

Die Bilder wurden zur Analyse an einen unabhängigen Computerarbeitsplatz (MaxiView, Dimensional Medicine, Inc) übertragen. Durch visuelle Inspektion der Cine-Loops wurden die enddiastolischen und die endsystolischen Frames ausgewählt. Die endokardialen Grenzen von LV und RV wurden an der Enddiastole und an der Endsystole auf allen Ebenen von der Basis bis zum Apex skizziert. Die epikardialen Grenzen von LV und RV wurden an der Enddiastole zur Bestimmung der ventrikulären Masse umrissen. Außerdem wurden die Grenzen des interventrikulären Septums separat bestimmt. Alle Grenzen wurden von demselben Beobachter (C.H.L.) markiert.

Die Konturen wurden dann gestapelt, um ein ventrikuläres Volumen zu ergeben. Die Dichte des Myokards wurde mit 1,05 g/cm 3 angenommen. Die ventrikuläre Masse wurde als das Gewebevolumen zwischen den epikardialen und endokardialen Grenzen multipliziert mit der angenommenen Dichte des Gewebes berechnet.

Die folgenden Parameter wurden für jeden Probanden berechnet: LV und RV enddiastolisches Volumen, LV und RV endsystolisches Volumen, LV und RV Schlagvolumen, LV und RV Ejektionsfraktion, LV freie Wandmasse, interventrikuläre Septummasse, LV Gesamtmasse, RV-freie Wandmasse, RV-enddiastolisches Volumen-Masse-Verhältnis, LV-enddiastolisches Volumen-Masse-Verhältnis und LV-Gesamtmasse-zu-RV-Massenverhältnis. Die Parameter wurden für BSA normalisiert.

Statistische Analyse

Der Mittelwert ± Standardabweichung jedes Parameters für die gesamte TGA-Gruppe, die Senning-Gruppe, die Mustard-Gruppe und die Kontrollpopulation wurde berechnet. Die gesamte TGA-Gruppe wurde mit der Kontrollpopulation unter Verwendung von ANOVA für jeden Parameter verglichen. Die Senning- und Mustard-Gruppen wurden auch miteinander und getrennt mit der Kontrollgruppe verglichen. Ein Wert von P<.05 wurde als signifikant angesehen.

Ergebnisse

Abb. 2 zeigt ein enddiastolisches mittelventrikuläres Bild eines Patienten mit Senning-Reparatur (oben) und das endsystolische Bild auf gleicher Höhe (unten). Der RV ist stark trabekuliert, hypertrophiert und rund, das Septum ist flach und der LV hat eine geringere Wandstärke als normal. In der Endsystole ist das RV rund und das Septum zum RV hin konkav. Diese Geometrie wurde bei allen Patienten konsistent gefunden.

Abb. 3 zeigt RVEF für alle Patientengruppen im Vergleich zur Kontrollgruppe. Diese Variable war in der zusammengesetzten Gruppe mäßig erniedrigt, von 62 ± 5 % auf 51 ± 9 % (P<.01) Tabelle 2 fasst die Unterschiede zwischen den Gruppen zusammen. Die Senning- und Mustard-Patienten unterschieden sich nicht im RVEF. Es gab einen schwachen, aber signifikanten Rückgang der RVEF als Funktion der Zeit seit der Operation für die Senning-Gruppe (R=.51).

Das normalisierte RV-Volumen (RV enddiastolisches Volumen/BSA) ist in Abb. 4 dargestellt. Diese Variable unterschied sich bei keiner der Patientengruppen und lag gut innerhalb der normalen Grenzen.

Die auf BSA normierte RV-freie Wandmasse in g/m 2 ist in Fig. 5 dargestellt. Es gibt einen sehr engen Normalwert von 27±4 g/m 2 . Alle Patientengruppen waren gegenüber der Kontrollgruppe signifikant erhöht. Senning- und Mustard-Patienten unterschieden sich nicht voneinander.

Das RV-Volumen-zu-Masse-Verhältnis ist in Fig. 6 dargestellt und betrug in der Kontrollgruppe durchschnittlich 2,3 ± 0,9. Alle Patientengruppen zeigten aufgrund der deutlichen Zunahme der RV-Masse bei normalem enddiastolischem RV-Volumen einen signifikant erniedrigten Wert.

In Abb. 7 ist die interventrikuläre Septummasse/BSA mit einem Normalwert von 30±4 g/m 2 dargestellt. Bei allen Patientengruppen ist der Wert kleiner als bei der Kontrollgruppe. Die interventrikuläre Septummasse/BSA ist in der Senning-Gruppe kleiner als in der Mustard-Gruppe (P<.01).

In 8 ist LVEF mit einem Normalwert von 67 ± 5 % dargestellt. Die zusammengesetzte Gruppe und die Senning-Gruppe sind im Vergleich zur Kontrollgruppe leicht verringert, aber die Mustard-Gruppe unterscheidet sich nicht signifikant von der Kontrollgruppe. Es gab keine Unterschiede zwischen der Senning- und der Mustard-Gruppe.

Das LV-enddiastolische Volumen/BSA ist in Abb. 9 dargestellt und ist für die Senning-Gruppe und die zusammengesetzte Gruppe geringer als normal. Die Mustard-Gruppe unterscheidet sich nicht signifikant von der Kontrollgruppe oder der Senning-Gruppe.

Der Herzindex, berechnet als RV-Schlagvolumen dividiert durch BSA multipliziert mit der Herzfrequenz, betrug in der zusammengesetzten TGA-Gruppe durchschnittlich 2,5 ± 0,8 L · min –1 · m -2 . Die Variable entsprach dem auf dieselbe Weise berechneten LV-Ausgang und war signifikant niedriger als der MRT-Herzindex von 3,0 ± 0,6 min –1 · m –2 in der Kontrollgruppe.

Abb. 10 zeigt die LV-freie Wandmasse in g/m 2 . Diese Variable ist in allen Patientengruppen signifikant erniedrigt. Das LV-Volumen-zu-Masse-Verhältnis ist in Abb. 11 dargestellt. Diese Variable ist in allen Patientengruppen im Vergleich zur Kontrollgruppe erhöht.

In Fig. 12 ist das Verhältnis von LV-Gesamtmasse zu RV-Masse dargestellt. Diese Variable zeigt in allen Gruppen eine deutliche Abnahme vom Normalwert aufgrund der deutlichen Zunahme der RV-Masse in Verbindung mit der leichten Abnahme der LV-Masse.

Diskussion

Obwohl Labornachweise einer RV-Dysfunktion bei späten Überlebenden einer atrialen Reparatur von TGA von einer Reihe von Forschern gezeigt wurden, ist ein klinisches Myokardversagen relativ selten. Tatsächlich haben eine Reihe von Längsschnittstudien mit einer kleinen Anzahl von Patienten keine progressive Verschlechterung der Herzfunktion gezeigt. 16 22 Unsere Studie ist einzigartig, da sie nicht nur RV-Volumen und funktionelle Daten bei Patienten mit später Vorhofreparatur liefert, sondern auch erstmals sowohl die RV- als auch die LV-Masse in dieser Patientengruppe misst.

Die Cine-MRT ist eine gut geeignete Technik für die Messung der RV-Masse, aber die Methodik ist derzeit äußerst mühsam und zeitaufwändig. Daher sind nur wenige Daten für normale oder abnormale Patientengruppen verfügbar. Wir haben bei unseren TGA-Patienten eine ausgeprägte RV-Hypertrophie gezeigt, wie es bei diesem mit der Aorta verbundenen Ventrikel zu erwarten war. Wir haben keine Evidenz für eine unzureichende Myokardhypertrophie als mögliche Ursache einer RV-Dysfunktion gezeigt.

Ein weiteres einzigartiges Ergebnis der Studie war die mäßige Abnahme der LV-Masse und des LV-Volumens bei unseren Patienten. Ein unerwarteter Befund war das Fehlen einer Septumhypertrophie in den TGA-Gruppen, es sei denn, es lag eine pulmonale Hypertonie vor. Unsere Annahme war, dass das Septum in ähnlicher Weise wie die freie Wand des RV bei TGA-Patienten hypertrophiert. Unsere Daten und Daten von Patienten mit pulmonaler Hypertonie 24 25 zeigen, dass das Septum im Sinne eines Hypertrophiereizes stärker auf LV- als auf RV-Belastung reagiert. Die Kopplung von Volumen- oder Drucküberlastung eines der beiden Ventrikel an die molekularen Prozesse, die die Hypertrophie auslösen, ist offensichtlich ein komplexer Vorgang. Geometrische Überlegungen legen nahe, dass Myokardzellen auf eine Zunahme der LV-Wandspannung (ein Produkt aus Druck und Radius) mit einer Zunahme des Sauerstoffverbrauchs 26 und aller Wahrscheinlichkeit nach einer Zunahme der Myokardmasse mit einem solchen chronischen Stimulus reagieren können. Warum das Septum überwiegend mit dem LV und nicht mit dem RV hypertrophiert, bleibt offen für Spekulationen.

Die Gesamtdauer der MRT-Untersuchung ist relativ lang (ungefähr 1 Stunde), obwohl die Zeit für die Aufnahme einer einzelnen Cine-Schleife kurz ist (ungefähr 3 Minuten).

Die verwendete Analysetechnik geht davon aus, dass sich der hämodynamische Zustand des Probanden über den Untersuchungszeitraum nicht signifikant ändert. Die berechneten Funktionsparameter stellen daher Durchschnittswerte über die 1-stündige Erfassung dar.

In einigen Fällen war die Bildqualität aufgrund von Atembewegungen suboptimal. Sowohl die Kontrollgruppe als auch die TGA-Gruppe waren gleichermaßen von respiratorischen Artefakten betroffen. In keinem Fall verhinderte die verschlechterte Bildqualität die Abgrenzung der ventrikulären Grenzen.

Alle Studien wurden in dieser Studie von einem einzigen Beobachter analysiert. Zuvor haben wir die Interobserver-Variabilität, Intraobserver-Variabilität und die Reproduzierbarkeit zwischen den Studien mit den hier vorgestellten Erfassungs- und Analysetechniken untersucht. Wir stellten fest, dass die Interobserver- und Intraobserver-Variabilität gering war (mittlerer Unterschied 1 ± 5 ml bzw. 1 ± 5 ml) und die Reproduzierbarkeit zwischen den Studien gut war (mittlerer Unterschied zwischen den Studien 1 ± 4 ml) (CH Lorenz, PhD, et al.) , unveröffentlichte Daten, 1994).

Die Messung der RV-Masse ist derzeit nur mit ultraschneller Computertomographie 27 und MRT möglich. 24 28 29 30 Unsere Studie stellt die bisher größte normale Datenbank für RV-Masse dar, und die Daten sind mit früher veröffentlichten Ergebnissen vergleichbar. Es wird wichtig sein, solche normalen Werte festzulegen, die alters- und geschlechtsspezifisch sind, um geeignete Kontrollen für Längsschnittstudien zu ermöglichen.

Anomalien der RV-Funktion entweder in Ruhe oder bei Belastung wurden bei einer variablen Anzahl von Überlebenden einer Vorhof-Reparatur von TGA gut dokumentiert, 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 erreichten bis zu 50 % oder mehr in einigen Serien. 3 4 5 6 12 16 18 21 Trotz dieser Anomalien ist ein klinisches RV-Versagen deutlich seltener. In unserer eigenen Patientenpopulation ohne signifikante Arrhythmien beträgt die kongestive Herzinsuffizienz in dieser Gruppe spät nach der Vorhofreparatur ungefähr 10 % und scheint mit zunehmendem Alter unserer Überlebenden langsam zuzunehmen. Mit dem Auftreten erworbener Herz-Kreislauf-Erkrankungen, einschließlich Bluthochdruck und koronare Herzkrankheit, sollte diese Zahl deutlich ansteigen. Wir hoffen, dass sich die Verwendung von MRT zur genauen Messung von sowohl RV- als auch LV-Masse und -Volumen bei der Bestimmung der Ursache einer kongestiven Herzinsuffizienz bei dieser und anderen Patientengruppen, bei denen die RV die systemische Pumpkammer ist oder bei denen pulmonale Hypertonie ist, als nützlich erweisen wird ist Teil ihres klinischen Zustands.


Abstrakt

Hintergrund Die Entwicklung von Techniken zum perkutanen Verschluss von Vorhofseptumdefekten (ASDs) macht eine genaue nichtinvasive Größenbestimmung von ASDs für die geeignete Patientenauswahl wichtig.

Methoden und Ergebnisse Magnetresonanz(MR)-Bilder von ASDs wurden bei 30 Patienten (Durchschnittsalter 41±16 Jahre) sowohl mittels Spin-Echo- als auch Phasenkontrast-Cine-MR-Bildgebung erhalten. Spin-Echo-Bilder wurden in zwei orthogonalen Ansichten (Kurzachse und Vierkammer) senkrecht zur Ebene des ASD erhalten. Spin-Echo-Haupt- und -Nebendurchmesser wurden gemessen und die Spin-Echo-Defektfläche wurde berechnet. Phasenkontrast-Cine-MR-Bilder wurden in der Ebene des ASD erhalten, und der Cine-Hauptdurchmesser und die Defektfläche wurden aus dem Bereich der Signalverstärkung oder der Phasenänderung aufgrund des Shunt-Flusses über den Defekt gemessen. MR-Messungen wurden mit Schablonen verglichen, die während der Operation geschnitten wurden, um dem Defekt zu entsprechen, oder mit dem ASD-Durchmesser, der durch die Ballongröße bei der Katheterisierung bestimmt wurde. ASD-Größe gemessen aus Cine-MR-Bildern (ja) stimmte eng mit Katheterisierungs- und Vorlagenstandards (x). Für Hauptdurchmesser, ja=0.78x+5.7, R= 0,93 und SEE = 3,4 mm. Im Durchschnitt überschätzten Spin-Echo-Messungen den Hauptdurchmesser und die Fläche von Sekundum-ASDs um 48 % bzw. 125 %.

Schlussfolgerungen Phasenkontrast-Cine-MR-Bilder, die in der Ebene eines ASD aufgenommen wurden, definieren die Defektform durch den Querschnitt des Shunt-Strömungsstroms und ermöglichen eine nicht-invasive Bestimmung der Defektgröße mit ausreichender Genauigkeit, um eine Stratifizierung der Patienten zum Verschluss des Defekts durch katheterbasierte Techniken gegen Chirurgie. Spin-Echo-Bilder hingegen sind für die Bestimmung der ASD-Größe nicht ausreichend, da eine Ausdünnung des Septums neben einer Sekundum-ASD als Teil des Defekts erscheinen kann.

Da verbesserte Verfahren zum nichtchirurgischen Verschluss von ASDs verfügbar werden, wird eine genaue nichtinvasive Technik zur Größenbestimmung von ASDs von Wert sein, um Patienten für dieses Verfahren auszuwählen. Eine solche Technik ist besonders hilfreich, wenn ein Patient mit einem unkomplizierten ASD ein Kandidat für eine direkte Operation ohne Katheterisierung ist, wenn der Defekt zu groß ist, um einen perkutanen Verschluss zu ermöglichen. Die geeignete Auswahl von Patienten für den perkutanen Verschluss erfordert auch die Beurteilung der Nähe des Defekts zu anderen kardialen Strukturen wie den Atrioventrikularklappen, den Hohlvenen und den Lungenvenen und den Ausschluss des Vorhandenseins mehrerer Defekte oder des Vorhandenseins assoziierter Läsionen wie z anomaler Lungenvenenabfluss.

Die Visualisierung von ASDs durch MRT mit der Spin-Echo-Technik ist gut etabliert 1 ebenso wie die dynamische Bildgebung mit Gradienten-Echo-Cine-Techniken zur Visualisierung des ASD-Shunt-Flusses. 2 Forscher haben auch die scheinbare ASD-Größe in Spin-Echo-Bildern mit Messungen verglichen, die während der Operation erhalten wurden. 3 4

Seit unseren frühen Erfahrungen haben wir Beispiele gesehen, in denen Spin-Echo-Messungen des ASD-Durchmessers irreführende Ergebnisse lieferten. Hier beschreiben und bewerten wir eine andere Phasenkontrast-Cine-MRT-Methode zur Bestimmung von ASD-Lage, -Form und -Dimensionen. Über eine vergleichende Untersuchung dieser beiden MRT-Techniken mit Bezug auf Größendaten, die während einer Operation oder im Katheterisierungslabor gewonnen wurden, wurde nicht berichtet.

Methoden

Patientenauswahl

Einundfünfzig aufeinanderfolgende Patienten mit bekannter oder vermuteter ASD wurden einer MRT-Untersuchung unterzogen, um die Größe und Lage des Defekts zu bestimmen. Bei einem Patienten war das Septum sowohl im MRT als auch im Ultraschall (einschließlich transösophagealem Echo) intakt. Die anderen 50 Patienten hatten entweder ein ASD oder ein PFO. Zwei Patienten hatten unvollständige MRT-Daten zur Größenbestimmung. Bei 18 Patienten konnten keine korrelativen direkten Messungen des Defekts erhalten werden, weil eine Katheterisierung oder Operation klinisch nicht indiziert war, der Patient entschied, nicht fortzufahren, die Operation an anderer Stelle durchgeführt wurde oder eine geplante Katheterisierung für den perkutanen ASD-Verschluss auf die Verfügbarkeit eines modifizierten Geräts wartete. Bei den verbleibenden 30 Patienten, die Gegenstand dieses Berichts sind, wurde die MRT-Größenbestimmung anhand eines unabhängigen Standards validiert. Ihr Durchschnittsalter betrug 41 ± 16 Jahre (Bereich 10 bis 67 Jahre). Die durchschnittliche Zeit zwischen MRT und Katheterisierung oder Operation betrug 42 ± 79 Tage (Bereich 0 bis 270 Tage <2 Wochen bei 20 Patienten). Alle Patienten wurden über den Zweck der Studie aufgeklärt und stimmten der Studie zu, die gemäß den vom Unterausschuss für Humanstudien in unserem Krankenhaus überprüften und genehmigten Protokollrichtlinien durchgeführt wurde.

Magnetresonanztomographie

Die MRT-Untersuchungen wurden auf einem Technicare-System durchgeführt, das mit 0,6 T betrieben wurde. Die Cine-Bilder wurden mit einer Pulssequenz aufgenommen, die intern aus dem Technicare-Quellcode modifiziert wurde, um eine Geschwindigkeitscodierung oder -kompensation zu ermöglichen. Die letzten beiden Patienten wurden mit einem 1,5-T-GE-Signa-Scanner untersucht.

Mehrschichtige Spinecho-T1-gewichtete diagnostische Bilder wurden in der Vierkammeransicht (Fig. 1A) sowie in einer modifizierten Kurzachsenansicht (definiert in der Legende von Fig. 1) erhalten. Die Schichtpositionen, die Aufnahmereihenfolge und die Gate-Verzögerung der R-Zacke für diese Kurzachsenansicht wurden angepasst, um sicherzustellen, dass die Schicht durch die Mitte der ASD (Abb. 1B) während der frühen diastolischen Füllphase aufgenommen wurde, als der ASD-Shunt-Fluss Maximum (≈400 ms nach der R-Zacke). Dies ermöglichte eine optimale Planung aus diesem kurzachsigen Schnitt der nachfolgenden Cine-Bildgebung des Shunt-Strömungsstroms an der Öffnung durch die genaue Lokalisierung der ASD-Ebene im Raum zum Zeitpunkt des Spitzenflusses.

Drei unmittelbar benachbarte (keine Lücke) oder leicht (25%) überlappende Cine-MRT-Aufnahmen wurden nacheinander aufgenommen, wobei die mittlere Schicht in der Ebene der ASD vorgeschrieben war. Die Pulssequenz wurde für die Strömung in der Ebene geschwindigkeitskompensiert, aber die Strömung durch die Ebene über die ASD erzeugte eine geschwindigkeitsinduzierte Phasenänderung. Für jede Cine-Schleife wurden Größen- und Phasenbilder rekonstruiert. Die Phasenanzeige wurde so eingestellt, dass extreme Fenstereffekte vermieden wurden, wobei nach Bildern gesucht wurde, in denen weitere Anpassungen innerhalb eines Breiten- und Pegelbereichs minimale Auswirkungen auf die scheinbare Defektgröße hatten, im Einklang mit einem flachen Geschwindigkeitsprofil mit scharfen „Schultern“ an der Öffnung. Die Erfassung mit optimaler Positionierung an der Öffnung wurde mit voller Geschwindigkeitskompensation in alle Richtungen wiederholt, wodurch eine vierte Cine-Schleife erzeugt wurde, in der die geschwindigkeitsinduzierten Phasenänderungen durch die Ebene eliminiert worden waren. Bei vielen Patienten wurden auch Cine-Bilder im Vierkammerblick auf der Ebene aufgenommen, die die ASD in der entsprechenden Spin-Echo-Serie am besten zeigte.

Vor der ersten Cine-Aufnahme wurde die Gradienten-Echo-Pulssequenz fein abgestimmt, um sicherzustellen, dass der Lesegradient ausgeglichen war, was bei der Rekonstruktion von Phasenbildern zu einem nahezu ebenen Hintergrund führte. Aufgrund von Hardwarebeschränkungen betrug die kürzeste erreichte Echozeit 18,4 ms bei voller Geschwindigkeitskompensation in einem 36-cm-Sichtfeld. Eine effektive Repetitionszeit von ≈45 ms wurde in Kombination mit einem steilen Anregungswinkel (60° bis 90°) verwendet, um den Betragskontrast am ASD durch strömungsbezogene Verstärkung im Nebenstrom zu maximieren. Eine auf 80 bis 120 cm/s eingestellte Geschwindigkeitscodierung ergab einen zufriedenstellenden Phasenkontrast bei der ASD ohne Aliasing in Signa-Bildern.

Die größten Längen, über die kein Signal im interatrialen Septum in den Vierkammer- und Kurzachsen-Spin-Echo-Bildern fehlte, wurden als scheinbarer Haupt- und Nebendurchmesser des Defekts aufgenommen. Eine Spin-Echo-ASD-Fläche wurde aus der Standardformel für die Fläche einer Ellipse berechnet. Die Cine-ASD-Fläche wurde durch Planimetrie des Umfangs des Querschnitts des ASD-Strömungsstroms gemessen, wie er in ausgewählten Bildern von den en-face-Cine-Schleifen gesehen wird. Der maximale ASD-Durchmesser durch Cine-MRT wurde direkt von den gleichen Bildern gemessen. Ein Mittelwert von 9 (Bereich 2 bis 27) Cine-Bilder (Größe und/oder Phase) wurden analysiert und die Messwerte für jeden Patienten gemittelt. Bei 3 der 30 Patienten, für die korrelative (chirurgische oder katheterbezogene) Daten vorlagen, wurden nur Spin-Echo-MRT-Messungen durchgeführt.

Chirurgische Daten

Vierzehn Patienten in der Studiengruppe (12 mit einem secundum ASD, 1 mit einem Ostium primum ASD und 1 mit einem Sinus venosus ASD) wurden ihre Defekte chirurgisch verschlossen. Bei 12 dieser Patienten wurde während der Operation eine Pappschablone zugeschnitten, um der Größe und Form des Defekts zu entsprechen, kurz bevor mit der Naht begonnen werden sollte. Der wahre Hauptdurchmesser jedes Defekts wurde direkt von den Schablonen gemessen, und die Fläche jedes Defekts wurde durch Planimetrie einer Verfolgung einer projizierten Kontur jeder Schablone bestimmt. Bei einem Patienten wurden der Haupt- und Nebendurchmesser des Defekts während der Operation gemessen, es wurde jedoch keine Schablone angefertigt. Bei der Patientin mit Ostium-Primum-Defekt wurde als Referenzstandard ein Spin-Echo-Bild in der Ebene des ASD verwendet.

Katheterisierungsdaten

Bei 19 Patienten, davon 3, die später operiert wurden, wurde im Katheterlabor ein Defektdurchmesser durch eine an anderer Stelle beschriebene Ballonabziehtechnik gemessen. 5 Als Vergrößerungsstandard diente der proximal des Ballons liegende Katheterschaft mit einem externen Größenstandard als Backup-Referenz. In einigen Fällen konnte auch die Breite des Kontrastmittelstroms, der das Vorhofseptum durchquert, während der Aufnahme in der kranial abgewinkelten linken anterioren Schrägansicht einer Injektion in die rechte obere Lungenvene des Lungenlappens gemessen werden.

Als Katheterisierungsmaß für die Defektgröße wurde der Ballondurchmesser oder der angiographische Durchmesser oder ein Mittelwert aus beiden verwendet, je nach Einschätzung des Lesers, welche Messung die Defektkanten am deutlichsten definiert. Aus dem von der Katheterisierung abgeleiteten Durchmesser wurde die Defektfläche unter der Annahme einer kreisförmigen Öffnung berechnet. Bei den drei Patienten, die den Defekt chirurgisch verschlossen hatten, wurde zusätzlich eine Schablone angefertigt, die der Katheterisierungsmessung als echter Standard für den Vergleich mit den MRT-Daten vorgezogen wurde.

Ergebnisse

Abb. 2A zeigt die durch den transseptalen Fluss definierte Defektöffnung in einem ausgewählten Betrags- oder Phasenbild aus einer Cine-Aufnahme in der Ebene des ASD für jeden chirurgischen Patienten, bei dem übereinstimmende Ansichten des Referenzstandards vorhanden waren. Letztere sind in Abb. 2B zu sehen , was eine Beobachtung der engen Übereinstimmung zwischen den wahren Defektformen und den MR-Bildern ermöglicht.

Die Korrelationen von MRI-Messungen mit Katheterisierungs- oder chirurgischen Daten sind für den ASD-Hauptdurchmesser in den Abbildungen 3A (Spin-Echo) und 3B (Cine-MRT) und für den Defektbereich in den Abbildungen 3C (Spin-Echo) und 3D (Cine-MRT) gezeigt. Die Regressionsgeradengleichungen, SEEs und Korrelationskoeffizienten (R) sind in den Abbildungen angegeben.

Wenn aus den Daten in Abb. 3B für die chirurgische Untergruppe eine separate Korrelation abgeleitet wird, R Wert für den maximalen Durchmesser der Cine-MRT im Vergleich zu Schablonenmessungen (der bessere der beiden Referenzstandards) ist R=.93. Für die nach Ballongröße gemessene Gruppe ist es R=.75.

Wenn wir die beiden Patienten ausschließen, bei denen keine interatriale Kommunikation mit Shuntfluss nachgewiesen wurde (die beiden Punkte auf der x axis in Fig 3B ), a more meaningful estimate of the accuracy of cine MRI for measuring maximum diameter is obtained, because this MRI method does not apply to these two cases. (The technique depends on transseptal flow the absence of such flow provides no information about the size of potential defects and does not mean that the size must be zero.) The equation for the regression line for cine MRI diameter versus catheterization or surgical data then becomes ja=0.78x+5.7, R=.93, and SEE=3.4 mm.

The average defect size in this study was 23 mm, as calculated both from the cine MRI data and from the surgical/catheterization data. Thus, cine MRI measurements of the largest diameter of the shunt flow stream across the septum did not systematically overestimate or underestimate the defect size. By spin echo, however, the size of secundum ASDs was larger than the reference standard by an average of 48% for major diameter and 125% for defect area the spin-echo area was larger than the standard in all but 4 of these 28 patients. Overestimation by spin echo is also suggested by the higher intercepts of the spin-echo regression lines on the MRI axes in Fig 3 . The dimensions of secundum ASDs from spin-echo images were larger than those by cine MRI in all but three measurements of both major diameter and area.

Diskussion

Patients with a clinically suspected ASD first require confirmation of this diagnosis. Secundum ASDs may present diagnostic difficulty because of false-positive diagnoses caused by “signal dropout” commonly observed in the central portion of the interatrial septum in spin-echo images. This is related to the normal thinning of the septum at the fossa ovalis, and direct visualization of the shunt flow with a bright-blood cine MRI technique 2 is frequently necessary to diagnose an ASD. This technique may reveal the defect dimension (defined by the transseptal flow) to be significantly smaller than the extent of the signal absence in the septum (Fig 4 ). Thus, spin-echo imaging can give erroneously large measurements of ASD size and is usually by itself not adequate for evaluating secundum ASDs. Ostium primum and sinus venosus ASDs, on the other hand, are located primarily in thicker parts of the septum, and these lesions are defined more reliably by the septal discontinuity in spin-echo images.

Conventional cine MRI may also be inadequate for defining an ASD, because in some patients a definite signal void does not develop in the region of the jet (Fig 5A ). This is presumably related to a low interatrial pressure gradient and to the pulse sequence used. In such cases, shunt flow can be missed entirely in magnitude images. One solution to this problem is to apply a spatially selective presaturation pulse during the cine acquisition. 6 Alternatively, phase-reconstructed cine images acquired with appropriate velocity encoding 7 can provide greatly improved definition of the ASD stream (Fig 5B ).

Even when the shunt flow is adequately visualized, a cine acquisition at a single level through an ASD may not fall at its widest diameter. A stack of contiguous cine images across the defect would therefore be needed to define the widest dimension in that view and its orthogonal extent. However, this increases imaging time and/or spin saturation across slices, and the resolution in the stacked direction would be low (determined by the slice thickness). Additional cines of the jet acquired instead in a view orthogonal to the first could again fail to align with the maximal defect diameter. Cine MRI in views that show the long axis of the jet are therefore suboptimal for fully defining the size and shape of ASDs.

Our experience has been that the best strategy for defining ASD shape and dimensions is to acquire cine images of the shunt stream in a cross section located precisely in the plane of the orifice, as defined in “Methods.” The ASD is then outlined by flow-related signal enhancement in the flow crossing the imaging plane through the defect (magnitude images in Fig 2A ) this becomes an effective additional contrast mechanism that is not available in views in which the flow lies within the imaging plane.

Definition of the ASD in this view from flow contrast at the orifice is further amplified if the cine images are acquired with velocity encoding in the slice selection direction (ie, in the direction of ASD flow). In the resulting phase images, the shunt flow is seen as a velocity-induced phase change relative to the immediate surroundings (phase images in Fig 2A ). This may allow identification of an ASD that is not apparent in the magnitude image, or the phase image may define the ASD circumference more completely or more sharply. Minor signal intensity variations in a magnitude image can be windowed to appear deceptively as an ASD, and phase images should always be used to confirm whether or not an area of questionable flow-related enhancement is in fact generated by inflow through an ASD.

In this study, a localized phase change was verified as resulting from ASD shunt flow rather than another cause, by observation of its disappearance in a second acquisition at the location best positioned in the orifice, this time with full velocity compensation in the slice direction (Fig 6 ). If these two sets of phase images are subtracted (and in the absence of eddy current effects), all background phase, including variations related to field inhomogeneity and chemical shift effects, should cancel out, leaving a phase-contrast image that shows only phase changes encoded by and proportional to velocity components orthogonal to the image plane. Although phase-velocity maps created by such difference images have a “cleaner” appearance (Fig 2A , top left), we did not routinely perform the subtractions because the process was not automated on our system, and the unsubtracted phase images could still be readily interpreted and ASD dimensions measured without this extra step.

Proper selection of cine frames at the orifice is critical to the accuracy of ASD size measurements. During the cardiac cycle, the jet structure moves to a limited extent with the orifice in an axial direction in and out of the en face imaging plane (which is fixed in space). The cross-sectional images of the shunt flow selected for measurement must therefore be verified against the known morphology of the jet (Fig 7 ). Frames acquired near end systole and during the early diastolic filling period usually demonstrate greatest flow (in agreement with echo Doppler observations 8 ) and therefore show the shunt orifice most clearly, although timing at end diastole may also give good definition of the flow stream.

One might expect the defect size to be overestimated if measured in images acquired upstream of the orifice where the jet converges, as well as downstream where it diverges. In some cases, however, the apparent cross section of flow in front of the orifice was somewhat smaller than the actual orifice size. This is probably because with increasing displacement away from the central axis of flow, the blood converges along trajectories that are progressively less orthogonal to the imaging plane. Consequently, signal from this peripheral zone upstream will not appear bright because the flow-related enhancement mechanism becomes attenuated for these spins, and the reduced component of velocity along the slice selection gradient will result in a less definitive phase change in this zone.

Cine MR magnitude images in the plane of an ASD will frequently exhibit a halo of low intensity surrounding the bright signal from the coherent flow at the core of the jet. With shorter echo times, this signal void becomes less prominent flow-related signal enhancement or the phase contrast generated by the selected velocity-encoding gradient should not be compromised, however. At the orifice (Fig 7 at 0 mm), the low signal appears as a narrower rim, consistent with shear effect this occurs within the borders of the defect, which we therefore measured to the outer edge of the signal void. Location at the orifice is confirmed by absence of such shear effect in the adjacent upstream cine image. A well-developed circumferential signal void (Fig 7 at +6, +12, and +20 mm) suggests a level somewhat downstream from the orifice, where the jet has an enlarging peripheral zone of turbulence that could lead to overestimation of defect size. Such a cine acquisition should be repeated with the slice location shifted upstream as necessary to position the slice at the orifice.

The spin-echo measurements of diameter or area correlated less well with catheterization or template data than did the cine MRI measurements (R=.70 versus R=.88 for major diameter and R=.62 versus R=.90 for area). The results also show the spin-echo measurements to be significantly larger compared with both cine images and reference standards. We believe that this is because the spin-echo images may show absence of signal where there is septal thinning within the fossa ovalis adjacent to the ASD, thus increasing the apparent defect, whereas the cine images define the real ASD by a cross section of the shunt flow as it is shaped by the orifice.

Cine MRI of shunt flow at the orifice does have some important limitations. The two PFOs in this study were identified by echo but were not demonstrated by MRI. Whereas ultrasound studies permit use of hemodynamic maneuvers such as the Valsalva maneuver to induce transient transseptal flow detectable with agitated saline contrast where no such flow is present in the resting state, such maneuvers cannot be sustained during an MRI acquisition over several minutes, and significant potential defects may exist at PFOs in the absence of visible shunt flow at rest in MR cine images. This limitation of MRI may be overcome in the future by the use of Valsalva maneuvers during ultrafast MRI acquisitions. Also, if the shunt flow is not orthogonal to the cine imaging plane (the plane of the atrial septum), the flow-related enhancement and phase-contrast effects, which this technique depends on, will be compromised (Fig 8 ).

We have used the Lock Clamshell Occluder (USCI Division, CR Bard Inc) for percutaneous ASD closure, with the requirement that the maximal defect diameter must not exceed 50% of the device diameter. 5 The diameter of the largest occluder was 40 mm, and only patients whose defects measured ≤20 mm were therefore candidates for this procedure. In this study, all but 2 of the 27 patients in Fig 3B were correctly stratified by cine MRI as candidates for the clamshell versus requiring surgery (patients 1 and 2). With the measurement uncertainty for cine MRI found in this study, patients with MRI diameters from 20 to 27 mm (6 patients in Fig 3B the light dotted line is at 2 SD above the 20-mm cutoff, as shown in the “Results” above) could still be potential nonsurgical candidates. They could be offered catheterization with a view to percutaneous closure pending definitive confirmation by balloon sizing during the procedure that the defect dimension would allow this.

Other ASD closure devices currently under evaluation 9 10 also typically aim for a 2:1 ratio of device to defect diameter, and a patient stratification scheme similar to the above could still be used. MRI can provide an estimate of the septal rim around a secundum defect from four-chamber and short-axis as well as from en face views. MRI can also relate the device size to the space available (width of the interatrial septum between the arrows in Fig 1B ). Together with knowledge of the orifice shape (Fig 2A and 2B ), including its minor diameter (which may be particularly useful with new “self-centering” devices), this should permit close tailoring of the device to the individual case.

Multiple two-dimensional and color-flow echocardiographic studies have reported correlation coefficients relating ASD dimensions by ultrasound to surgical or balloon measurements. These have ranged from R=.50 to R=.91 for transthoracic echo 11 12 13 14 and from R=.73 to R=.92 for TEE studies. 14 15 16 17 The correlation coefficient of R=.93 found in this study with phase-contrast cine MRI compares favorably with the best results reported by ultrasound, and the 3.4-mm SEE for MRI is somewhat less than the SEEs reported for echo (4.3 to 4.5 mm). 12 14 15 The cine MR images provide a unique en face view, which is valuable because the complete orifice is visualized, thus defining shape as well as dimensions. A similar view of ASDs has recently also been described for three-dimensional reconstructions of the interatrial septum from TEE ultrasound data. 18 The role of phase-contrast cine MRI relative to TEE for evaluation of ASDs before closure is yet to be defined. We think that both are strong techniques and that ultimately a number of centers will choose to use MRI for initial stratification to surgical versus catheter intervention because of patient comfort and convenience and the ease with which the entire defect is defined and because MRI in addition allows accurate noninvasive quantification of the shunt, 19 20 21 potentially directly from the en face cine images. The TEE study could then be reserved to aid during subsequent percutaneous closure procedures.

We conclude that MRI evaluation of ASDs for nonsurgical closure allows clear localization of the defect in the interatrial septum, with definition of its type as well as its proximity to other cardiac structures. The size of a secundum defect as it appears from the signal loss in the central part of the atrial septum in spin-echo images should not be used as a measure of defect dimensions because of potentially significant overestimation. However, phase-contrast cine MR images of the cross section of the shunt stream at the orifice can yield ASD dimensions and shape with sufficient accuracy to identify patients requiring surgical repair versus those who may be suitable for nonsurgical ASD closure by newly developed catheterization techniques. Small ASDs can be sized as long as transseptal flow is present in the resting state, but cine MRI in the format described here is not a technique for evaluating PFOs MRI methods may be extended to this application in the future. Careful attention to the multiple details of imaging technique, particularly with respect to localization of the cine imaging plane at the orifice, is required to obtain studies with good image quality from which quantitatively accurate measurements can be made.


Deep learning and beyond

Reconstruction of cine CMRI will remain an active area of technological development. There is still room for improvement in motion detection and modeling, which would result in significant enhancement of image quality. In particular, dealing with irregular motion patterns will be a key aspect. Further progress in the reduction of scan and reconstruction times is also required for future works. Moreover, there is a great interest to transition to MRI guidance for cardiac interventions [45]. To this end, evolution of real-time imaging is crucial. It is worth noting that the role of machine learning (deep learning, in particular) is also promising for reconstruction of cardiac cine MRI.

Deep learning (DL) has recently emerged as a game changer within any topic related to imaging and, in particular, to medical imaging. Deep neural networks have the intrinsic capability of learning multiple abstract levels of representation. This allows for modeling complex relationships within the data, improving the overall performance of the problem to solve, either classification, estimation/regression, or reconstruction. These networks were initially proposed in the 1980s [102] although their feasibility has boosted just recently. The reason of this is the development of powerful GPUs with great processing capabilities as well as the availability of massive amounts of data.

In the field of medical image reconstruction, practitioners are very much aware of the limitations associated with the optimization-based algorithms described in previous sections. Two of them are the following: the high processing times and the need for hyperparameters tuning. Therefore, DL architectures have emerged as solutions that shift the complexity from the “production” side to the training stage. Since training is done off-line, time requirements are not an issue in this case. Of course, a number of different problems arise, and these solutions are subject to criticisms. However, it seems that this new scenario is here to stay.

Reported DL solutions can be roughly classified as those that pursue reconstruction as a black-box solution, such as [58, 103], and those that mimic the optimization process by, explicitly or implicitly, unrolling the process into several stages, for instance [55, 56]. This taxonomy is carried out in [104], and we adhere to it. However, this is a hot topic so this reference list is just a sample of recent contributions.

The field of cardiac imaging is not so populated yet. A recent contribution [105] is used (not exclusively) for static cardiac imaging. The authors propose an adversarial architecture for CS-like MRI reconstruction of static 2D images. The generator part is implemented by means of a U-Net [106]. The network is trained to learn the residuals between the fully sampled ground truth image and the zero-filling direct reconstruction. The authors highlight the importance of training a generator network as for refinement learning as well as the capability of their proposal to correctly reconstruct pathological cases despite none of them have been provided in the training stage. Static cardiac images were coherently reconstructed by a network trained with brain images, although artifacts in the blood pool region are observed as well as some loss of fine structural details.

The number of contributions related to dynamic cardiac imaging is also scarce. In [107], the authors make use of a U-Net for 2D cine reconstruction. In this case, the temporal dimension is used as an additional channel, but no further actions are accomplished to capture dynamics. Other two related contributions are [57, 104], which are described below.

The method proposed in [57] is grounded on the idea that a deep network could be trained end to end to reconstruct a dynamic sequence of cardiac images. However, it would be valuable to guarantee that the solution is coherent with the k-space information in those locations where measurements have been sampled. This leads naturally to an iterative procedure, which the authors unroll by means of a cascade of two structures, namely a deep network and a data consistency unit. The latter is a simple operation performed analytically. Both the network depth and the cascade depth are parameters to tune. The authors reshape the time sequence as a 3D volume of 2D temporal slices, so filters in the convolutional layers are spatiotemporal. In addition, they add data sharing layers as new data channels, which consist of images reconstructed by filling their subsampled k-spaces with the sampled values in nearby (in time) image frames. Despite the experiments described in the paper are preliminary, they clearly show the benefits of the proposed architecture. However, AFs are relatively low according to the state of the art described in previous sections (maximum AF is nine).

In [104], the authors avoid the network cascade by means of a recurrent architecture. This contribution runs somewhat parallel to [57]—the contribution comes from the same group—although there are a number of substantial differences. In this case, an iterative procedure based on variable splitting is used for the optimization of the overall objective function. The iteration is accomplished by means of convolutional recurrent neural networks (CRNN). In each iteration, a data consistency operation is carried out similarly to the one proposed in [57]. As for the network architecture, the authors use several layers of unidirectional CRNN as well as one layer of a bidirectional CRNN. Recurrence of unidirectional CRNN is carried out in the iterations of the optimization process. Meanwhile, the bidirectional CRNN intends to capture the dynamics of the time sequence. Consequently, recurrence in the iteration dimension and the time dimension are accounted for. Features stemming from the CRNN proposal show a higher orthogonality degree, i.e., a higher information decoupling than the features from the cascade of networks.

Overall, although this field is in its infancy, a tremendous activity is taking place in this area so amazing advances may be expected in the mid-term. However, dimensionality here is an issue. Training of 3D dynamic sequences seems tremendously involved in terms of data and computing time requirements. Maybe mixed approaches in which part of the reconstruction is carried out by means of DL solutions that are then refined by means of a classical optimization-based approach could be a procedure to explore. Time will tell.


3D myocardial deformation analysis from cine MRI as a marker of amyloid protein burden in cardiac amyloidosis: validation versus T1 mapping

Cardiac amyloidosis (CA) is a significant contributor to heart failure with preserved ejection fraction and is appreciating expanding therapeutic options. Non-invasive tools aimed at accurate identification and surveillance of therapeutic response are of immediate and expanding need. While native and post-contrast T1 mapping quantify expansion of the extra-cellular compartment from amyloid protein deposition, 3D strain analysis of non-contrast cine images offers unique advantages relevant to high prevalence of renal insufficiency in this population and reduced dependency on field strength, pulse sequence, and vendor implementation. We aimed to evaluate global and segmental associations between 3D strain and T1 mapping in patients with cardiac amyloidosis. Twenty consecutive patients with confirmed CA were recruited and underwent a standardized cardiovascular magnetic resonance imaging protocol at 3 T including using multi-planar cine imaging and T1 mapping using a shortened modified look-locker inversion recovery sequence. T1 mapping was performed pre- and (when permitted by renal function) post-contrast and measured for segmental T1 values. Spatially-matched 3D strain-based measures were similarly calculated. Mean left ventricular ejection fraction was 61 ± 21% (range 30-73%). Mean global native T1 was 1308 ± 96 ms. Post-contrast T1 and partition coefficient were 558 ± 104 ms and 0.85 ± 0.31, respectively. Global myocardial strain values were 8.1 ± 2.9% in the longitudinal direction, - 9.2 ± 3.4% in the circumferential direction, and 41.7 ± 22.8% in the maximum principal direction. Segmental analyses confirmed relative worsening in T1 values and reductions in strain values in the basal myocardial segments with relative sparing of the apical segments. Significant associations between T1 and strain-based measures were observed globally and segmentally, with the strongest associations found both globally and segmentally in the circumferential and minimum principal directions of deformation. This study identifies strong associations between 3D myocardial strain and T1-mapping based markers of regional amyloid protein deposition. These findings support expanded investigation of myocardial strain as a surrogate marker of response to novel therapeutic strategies in patients with cardiac amyloidosis.

Schlüsselwörter: Cardiac amyloidosis Cardiovascular magnetic resonance imaging Late gadolinium enhancement Myocardial strain Native T1.


ERGEBNISSE

With the programmable flow pump, we simulated a time varying waveform emulating hepatic blood flow. Figure 5 shows representative phase difference images of the phantom, as well as the corresponding mean phantom velocity curves obtained from the GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE data sets. These two velocity curves were in good agreement, and the RMSE and NRMSE were 0.81 cm/s and 2.58%, respectively.

Representative phase difference images of the flow phantom: (upper left) GRAPPA and (bottom left) k-t SPARSE-SENSE. (Right) The corresponding mean velocity vs. time curves from GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE data. Reported values represent the mean and standard deviation over 16 measurements. The velocity RMSE and NRMSE were 0.81 cm/s and 2.58%, respectively.

To compare the performances of individual and joint k-t SPARSE-SENSE reconstruction methods, we retrospectively performed two different reconstructions from the same accelerated data set of 20 cardiac frames. Figure 6 shows phase difference images using the individual and joint reconstruction methods. The joint reconstruction method yielded 33% lower phase noise than the individual reconstruction method (0.045 vs. 0.067 radians, respectively). These experimental results are consistent with the theoretical analysis illustrated in Fig. 2 and confirm that the proposed joint reconstruction method increases sparsity.

Phase difference images reconstructed with the (left column) individual and (middle column) joint reconstruction methods. The joint reconstruction method yielded 33% lower phase noise than the individual reconstruction method (0.045 vs. 0.067 radians, respectively).

In all 12 subjects, k-t SPARSE-SENSE reconstruction consistently yielded good image quality. Figure 7 shows representative GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE phase difference images of the portal vein of the same volunteer using the 4-element, 12-element, and 32-element coil arrays. For GRAPPA, the phase noise was high and decreased with increasing number of coil elements (0.480 vs. 0.246 vs. 0.098 radians 4-element vs. 12-element vs. 32-element, respectively). Zum k-t SPARSE-SENSE, the phase noise was low and decreased with increasing number of coil elements (0.068 vs. 0.065 vs. 0.039 radians 4-element vs. 12-element vs. 32-element, respectively), suggesting that k-t SPARSE-SENSE can generate good image quality with even the 4-element coil array. Figure 8 shows representative magnitude and phase difference images acquired using the 32-element cardiac coil array, mean velocity vs. time curves, and phase noise comparisons for the GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE data sets. In this subject, compared with GRAPPA PC MRI, k-t SPARSE-SENSE PC MRI produced similar mean velocity curves, while yielding 70.6% lower phase noise (0.05 vs. 0.17 radians).

Representative phase difference images acquired using the (first column) 4-element, (middle column) 12-element, and (right column) 32-element coil arrays: (top row) GRAPPA and (bottom row) k-t SPARSE-SENSE. For GRAPPA, the phase noise was high and decreased with increasing number of coil elements (0.480 vs. 0.246 vs. 0.098 radians 4-element vs. 12-element vs. 32-element, respectively). Zum k-t SPARSE-SENSE, the phase noise was low and decreased with increasing number of coil elements (0.068 vs. 0.065 vs. 0.039 radians 4-element vs. 12-element vs. 32-element, respectively), suggesting that k-t SPARSE-SENSE can generate good image quality with even the 4-element coil array.

Representative (left column) magnitude and (right column) phase difference images acquired using the 32-element cardiac coil array: (top row) GRAPPA and (middle row) k-t SPARSE-SENSE. The corresponding (bottom row, left column) mean velocity vs. time curves in the right hepatic vein (arrows) from two repeated scans show good agreement. The corresponding (bottom row, right column) phase noise within an ROI was 70.6% lower for the k-t SPARSE-SENSE than GRAPPA images (0.05 vs. 0.17 radians k-t SPARSE-SENSE vs. GRAPPA, respectively).

Figure 9 shows Pearson's correlation and Bland-Altman scatter plots of pooled data from 12 subjects (n = 512 7 hepatic, 12 portal, and 5 IVC vessels 21.3 ± 1.6 cardiac frames per vessel) the mean velocity measurements by GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE acquisitions were strongly correlated (Pearson correlation coefficient, R = 0.95 P < 0.05) and in good agreement (mean = 14.5 cm/s mean difference = −0.29 cm/s lower and upper 95% limits of agreement = −5.26 and 4.67 cm/s, respectively). The RMSE and NRMSE were 2.55 cm/s and 5.67%, respectively. As summarized in Table 1, the inter-breath-hold repeatability of the same pulse sequence was similar between GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE acquisitions. Overall the reproducibility of portal vein and IVC measurements was higher than for hepatic vein measurements (Table 1).

ein: Pearson correlation and (B) Bland-Altman scatter plots. For pooled data (n = 512 7 hepatic, 12 portal, and 5 IVC vessels 21.3 ± 1.6 cardiac frames per vessel), the mean velocity measurements by GRAPPA and k-t SPARSE-SENSE acquisitions were strongly correlated (R = 0.95 P < 0.05) and in good agreement (mean difference = −0.29 cm/s [gray line] lower and upper 95% limits of agreement = −5.26 and 4.67 cm/s [black lines], respectively). HV: hepatic vein IVC: inferior vena cava PV: portal vein.

Bland-Altman
Vessel type Difference pair Mean (cm/s) Difference (cm/s) Lower 95% limit (cm/s) Upper 95% limit (cm/s) Pearson R
Hepatic (n = 146) k-t SPARSE-SENSE vs. GRAPPA 11.2 0.80 −5.54 7.13 0.89
GRAPPA vs. GRAPPA 11.6 −1.54 −10.10 7.03 0.88
k-t SPARSE-SENSE vs. k-t SPARSE-SENSE 11.8 −0.44 −7.39 6.51 0.91
Portal (n = 250) k-t SPARSE-SENSE vs. GRAPPA 13.3 −0.39 −3.79 3.02 0.92
GRAPPA vs. GRAPPA 13.6 0.25 −2.28 2.77 0.96
k-t SPARSE-SENSE vs. k-t SPARSE-SENSE 12.9 −0.37 −3.50 2.75 0.93
IVC (n = 116) k-t SPARSE-SENSE vs. GRAPPA 21.6 −0.14 −3.44 3.16 0.99
GRAPPA vs. GRAPPA 22.0 −0.69 −5.78 4.40 0.97
k-t SPARSE-SENSE vs. k-t SPARSE-SENSE 21.9 −0.76 −6.77 5.24 0.96
Overall (n = 512) k-t SPARSE-SENSE vs. GRAPPA 14.5 −0.29 −5.26 4.67 0.95
GRAPPA vs. GRAPPA 15.0 −0.48 −6.15 5.19 0.94
k-t SPARSE-SENSE vs. k-t SPARSE-SENSE 14.6 −0.48 −5.65 4.68 0.95
  • Intra- and inter-pulse-sequence agreements for mean velocity measurements. Each pulse sequence acquisition was performed with a separate breath hold. For each difference pair, the difference is defined as the first method minus second method, as shown.

For intra-breath-hold repeatability of k-t SPARSE-SENSE (Table 2), the mean velocity measurements by two repeated acquisitions were strongly correlated (R = 0.97 P < 0.05) and in good agreement (mean = 17.6 cm/s mean difference = −0.51 cm/s lower and upper 95% limits of agreement = −4.97 and 3.96 cm/s, respectively). These statistics were similar to those for inter-breath-hold repeatability. For comparison between the GRAPPA acquisition (22 heart beats) and average of two repeated k-t SPARSE-SENSE acquisitions (scan 1: first 11 heart beats scan 2: last 11 heart beats), the mean velocity measurements were strongly correlated (R = 0.98 P < 0.05) and in good agreement (mean = 17.7 cm/s mean difference = −0.72 cm/s lower and upper 95% limits of agreement = −5.05 and 3.61 cm/s, respectively, see Table 3). These statistics are similar to those for inter-breath-hold agreements (see Table 1). The two sub-analyses (Tables 2 and 3) suggest that the differences between breath-hold durations had a negligible contribution to variability in measured velocities.

Bland-Altman Pearson
Vessel type Mean (cm/s) Difference (cm/s) Lower 95% limit (cm/s) Upper 95% limit (cm/s) R
Portal (n = 106) 13.1 0.18 −3.09 3.44 0.82
IVC (n = 116) 21.7 −1.13 −6.17 3.91 0.98
Overall (n = 222) 17.6 −0.51 −4.97 3.96 0.97
Bland-Altman Pearson
Vessel type Mean (cm/s) Difference (cm/s) Lower 95% limit (cm/s) Upper 95% limit (cm/s) R
Portal (n = 106) 13.3 −0.56 −2.89 1.77 0.95
IVC (n = 116) 21.8 0.23 −3.71 4.17 0.99
Overall (n = 222) 17.7 −0.72 −5.05 3.61 0.98

The mean phase noise was 73.7% lower for the k-t SPARSE-SENSE data than for the GRAPPA data (0.05 ± 0.01 vs. 0.19 ± 0.06 radians, respectively P < 0.01).


Quantification of the left ventricular volumes and function with cine MR imaging: comparison of geometric models with three-dimensional data.

Acquisition and measurement of left ventricular (LV) volumes with a three-dimensional data set of cine magnetic resonance (MR) images from apex to base is a time-consuming process. Results of a study with 10 healthy volunteers and 10 patients with LV hypertrophy were prospectively evaluated. The heart was shown in the anatomic short- and horizontal long-axis planes with cine MR imaging. LV volumes were measured with various geometric models, and ejection fractions were calculated. In both groups, the values of LV stroke volume obtained with a modified Simpson rule and biplane ellipsoid models correlated well to the analysis of the three-dimensional data set of cine MR images. There were no significant differences for the calculated ejection fraction between values obtained with the modified Simpson rule or the biplane ellipsoid model versus the three-dimensional data set. A high inter-observer reproducibility of cine MR measurements with the two former models was found. Therefore, modified Simpson rule and biplane ellipsoid models, with their shorter acquisition and processing times, may increase the clinical utility of cine MR imaging.


TrueFisp versus HASTE sequences in 3T cine MRI: Evaluation of image quality during phonation in patients with velopharyngeal insufficiency

To evaluate the image quality of two fast dynamic magnetic resonance imaging (MRI) sequences: True fast imaging with steady state precession (TrueFisp) was compared with half-Fourier acquired single turbo-spin-echo (HASTE) sequence for the characterization of velopharyngeal insufficiency (VPI) in repaired cleft palate patients.

Methoden

Twenty-two patients (10 female and 12 male mean age, 17.7 ± 10.6 years range, 9–31) with suspected VPI underwent 3-T MRI using TrueFisp and HASTE sequences. Imaging was performed in the sagittal plane at rest and during phonation of “ee” and “k” to assess the velum, tongue, posterior pharyngeal wall and a potential VP closure. The results were analysed independently by one radiologist and one orthodontist.

Ergebnisse

HASTE performed better than TrueFisp for all evaluated items, except the tongue evaluation by the orthodontist during phonation of “k” and “ee”. A statistically significant difference in favour of HASTE was observed in assessing the velum at rest and during phonation of “k” and “ee”, and also in assessing VP closure in both raters (P < 0,05). TrueFisp imaging was twice as fast as HASTE (0.36 vs. 0.75 s/image).

Abschluss

Dynamic HASTE images were of superior quality to those obtained with TrueFisp, although TrueFisp imaging was twice as fast.

Wichtige Punkte

Dynamic MRI is an invaluable tool for diagnosing VPI.

Dynamic HASTE images were of superior quality to those obtained with TrueFisp.


Schau das Video: Evolution of the Singapore MRT and LRT Network: 1987-2040s (Juni 2022).


Bemerkungen:

  1. Pueblo

    Ach, diese Slawen!

  2. Daylin

    Das ist die Lüge.

  3. Nygel

    Ich denke, dass Sie sich irren. Lassen Sie uns dies diskutieren. Senden Sie mir eine E -Mail an PM.



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