Waiting
Processando Login

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

Medicine

Количественная оценка кровотока плода человека с помощью магнитно-резонансной томографии и компенсации движения

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

Summary

Здесь мы представляем протокол быстрого измерения кровотока плода с помощью МРТ и ретроспективного выполнения коррекции движения и сердечного тара.

Abstract

Магнитно-резонансная томография (МРТ) является важным инструментом для клинической оценки сердечно-сосудистой морфологии и функции сердца. Это также признанный стандарт медицинской помощи для количественной оценки кровотока на основе фазовой контрастной МРТ. Хотя такое измерение кровотока было возможно у взрослых в течение десятилетий, методы расширения этой способности на кровоток плода были разработаны только недавно.

Количественная оценка кровотока плода в основных сосудах важна для мониторинга патологий плода, таких как врожденные пороки сердца (ИБС) и ограничение роста плода (FGR). ИБС вызывает изменения в сердечной структуре и сосудистой системе, которые изменяют ход крови у плода. В FGR путь кровотока изменяется через расширение шунтов таким образом, что насыщенное кислородом кровоснабжение мозга увеличивается. Количественная оценка кровотока позволяет оценить тяжесть патологии плода, что, в свою очередь, позволяет адекватно вести внутриутробную болезнь пациентов и планировать послеродовой уход.

Основные проблемы применения фазовой контрастной МРТ к плоду человека включают небольшой размер кровеносных сосудов, высокую частоту сердечных сокращений плода, потенциальное повреждение данных МРТ из-за материнского дыхания, непредсказуемые движения плода и отсутствие традиционных методов сердечного контроля для синхронизации сбора данных. Здесь мы описываем последние технические разработки из нашей лаборатории, которые позволили количественно оценить кровоток плода с помощью фазово-контрастной МРТ, включая достижения в ускоренной визуализации, компенсации движения и сердечной рвоте.

Introduction

Комплексная оценка кровообращения плода необходима для мониторинга патологий плода, таких как ограничение роста плода (ФГР) и врожденные пороки сердца (ИБС)1,2,3. Внутриутробно ведение пациентки и планирование послеродового ухода зависят от тяжести патологии плода 4,5,6,7. Недавно была продемонстрирована возможность количественной оценки кровотока плода с помощью МРТ и ее применения при оценке патологий плода 3,8,9. Метод визуализации, однако, сталкивается с проблемами, такими как увеличение времени визуализации для достижения высокого пространственно-временного разрешения, отсутствие методов сердечной синхронизации и непредсказуемое движение плода10.

Сосудистая система плода содержит небольшие структуры (диаметр ~ 5 мм для крупных кровеносных сосудов, которые включают нисходящую аорту, артериальный проток, восходящую аорту, главную легочную артерию и верхнюю полую вену 11,12,13). Для разрешения этих структур и количественной оценки потока требуется визуализация с высоким пространственным разрешением. Более того, частота сердечных сокращений плода примерно в два раза выше, чем у взрослого человека. Таким образом, высокое временное разрешение также требуется для разрешения динамических сердечных движений и кровотока через сердечный цикл плода. Обычная визуализация при таком высоком пространственно-временном разрешении требует относительно длительного времени получения. Для решения этой проблемы была введена ускоренная МРТ плода 14,15,16. Короче говоря, эти методы ускорения включают недодискретизацию в частотной области во время сбора данных и ретроспективную реконструкцию высокой точности с использованием итеративных методов. Одним из таких подходов является реконструкция сжатого зондирования (CS), которая позволяет реконструировать изображения из сильно недодискретизированных данных, когда реконструированное изображение разрежено в известной области, а артефакты недостаточной выборки являются некогерентными17.

Движение в визуализации плода представляет собой серьезную проблему. Повреждение движения может возникать в результате движения дыхания матери, объемного движения матери или грубого движения плода. Материнское дыхание приводит к периодическим трансляциям плода, тогда как движения плода более сложны. Движения плода можно классифицировать как локализованные или грубые10,18. Локализованные движения предполагают движение только сегментов тела. Они обычно длятся около 10-14 с, и их частота увеличивается с беременностью (~ 90 в час в срок)10. Эти движения, как правило, вызывают небольшие повреждения и не влияют на область изображения, представляющую интерес. Тем не менее, грубые движения плода могут привести к серьезному повреждению изображения с компонентами движения плоскости. Эти движения представляют собой движения всего тела, опосредованные позвоночником и длящиеся в течение 60-90 с.

Чтобы избежать артефактов от движения плода, сначала предпринимаются шаги, чтобы свести к минимуму материнские движения. Беременные женщины становятся более расслабленными, используя поддерживающие подушки на кровати сканера и одетые в удобные халаты, и их партнеры могут присутствовать рядом со сканером, чтобы уменьшить клаустрофобию19,20. Чтобы смягчить последствия дыхания матери, исследования провели МР-обследования плода при задержке дыхания матери 21,22,23. Тем не менее, такие приобретения должны быть короткими (~ 15 с), учитывая сниженную толерантность к задержке дыхания беременных субъектов. В последнее время внедрены методы ретроспективной коррекции движений для МРТ плода 14,15,16. Эти методы отслеживают движение плода с помощью инструментов регистрации и корректируют движение или отбрасывают неисправимые части полученных данных.

Наконец, постнатальные МРТ-изображения сердца обычно получаются с использованием электрокардиограммы (ЭКГ) для синхронизации сбора данных с сердечным циклом. Без гатинга движение сердца и пульсирующий поток на протяжении всего сердечного цикла объединяются, производя артефакты. К сожалению, сигнал ЭКГ плода страдает от помех от материнского сигнала ЭКГ24 и искажений от магнитного поля25. Следовательно, были предложены альтернативные неинвазивные подходы к сердечному гаттингу плода, включая самообеспечение, метрическое оптимизированное гатирование (MOG) и допплеровское ультразвуковое измерение 21,26,27,28.

Как описано в следующих разделах, наш подход МРТ для количественной оценки кровотока плода использует новый метод измерения MOG, разработанный в нашей лаборатории и сочетающийся с коррекцией движения и итеративной реконструкцией ускоренных приобретений МРТ. Подход основан на конвейере в ранее опубликованном исследовании14 и состоит из следующих пяти этапов: (1) приобретение кровотока плода, (2) реконструкции в режиме реального времени, (3) коррекция движения, (4) сердечная решетка и (5) закрытые реконструкции.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Все МРТ-сканирования были выполнены с информированного согласия добровольцев в рамках исследования, одобренного нашим институциональным советом по этике исследований.

ПРИМЕЧАНИЕ: Методы, описанные ниже, были использованы на системе МРТ 3T. Сбор осуществляется с использованием радиально-фазовой контрастной последовательности МРТ. Эта последовательность была подготовлена путем изменения траектории считывания (для достижения звездчатого рисунка) декартовой фазовой контрастной МРТ производителя. Протоколы последовательности и образцов доступны по запросу через нашу платформу обмена C2P. Все реконструкции в этой работе были выполнены на стандартном настольном компьютере со следующими характеристиками: 32 ГБ памяти, процессор 3,40 ГГц с 8 ядрами и 2 ГБ видеокарты с 1024 ядрами compute unified device architecture (CUDA). Реконструкция изображения выполнена на MATLAB. Неоднородное быстрое преобразование Фурье (NUFFT)29 было выполнено на графическом процессоре (GPU). Параметры коррекции движения рассчитывались с помощью elastix30. На рисунке 1 протокол изображен в хронологическом порядке, отслеживая, как полученные коды скоростей (цвет, обозначенный на рисунке 1) обрабатываются репрезентативными изображениями на каждом этапе реконструкции. Код реконструкции доступен по адресу https://github.com/datta-g/Fetal_PC_MRI. Хотя мы предоставляем шаги в протоколе здесь, большинство из этих шагов алгоритма автоматизированы в нашем конвейере.

1. Предметное позиционирование и экзамены по локализации

  1. Помогите матери расположить себя на столе МРТ в ее предпочтительном удобном положении, обычно лежачем или боковом пролежневом положении, для обследования МРТ.
  2. Поместите сердечную катушку над брюшной областью матери.
  3. Загрузите таблицу МРТ в магнитное отверстие и сообщите матери, что сканирование вот-вот начнется.
  4. Запустите локализатор, чтобы найти тело плода (разрешение: 0,9 x 0,9 x 10 мм3, TE / TR: 5,0 / 15,0 мс, FOV: 450 x 450 мм2, срезы: 6).
  5. Проведите исследование уточненного локализатора, чтобы найти сосудистую систему плода с группой срезов, сосредоточенных на сердце плода (разрешение 1,1 x 1,1 x 6,0 мм3, TE / TR: 2,69 / 1335,4 мс, FOV: 350 x 350 мм2, срезы: 10, ориентация: осевая для плода).
  6. Повторите уточненные локализаторы с сагиттальной и корональной ориентациями для более четкого обзора сосудов плода.
  7. Повторяют рафинированные локализаторы в случаях грубого движения плода.

2. Получение данных о кровотоке плода

  1. Определите местонахождение сосудов плода с помощью локализаторских исследований. Например, нисходящая аорта представляет собой длинный прямой сосуд возле позвоночника в сагиттальных плоскостях. Восходящая аорта и главные легочные артерии могут быть идентифицированы как сосуды, выходящие из левого и правого желудочков соответственно. Артериальный проток может быть отслежен как нисходящий сегмент главной легочной артерии, проксимальный к нисходящей аорте. Верхняя полая вена может быть идентифицирована по осевым плоскостям вблизи основания сердца плода как сосуд, прилегающий к восходящей аорте.
  2. Назначают срез перпендикулярно оси интересующего плода сосуда. Поверните и переместите направляющую среза на консольном компьютере МРТ так, чтобы она перпендикулярно пересекала целевой сосуд.
  3. Задайте параметры сканирования (тип съемки: радиально-фазовый контраст МРТ, разрешение: 1,3 x 1,3 x 5,0 мм3, время эха (TE)/ время повторения (TR): 3,25/5,75 мс, поле зрения (FOV): 240 x 240 мм2, срез: 1, кодирование скорости: 100-150 см/с в зависимости от интересующего сосуда, направление кодирования скорости: через плоскость, радиальные виды: 1500 на кодирование, свободное дыхание).
  4. Запустите сканирование и проверьте рецепт на основе первоначальной усредненной по времени реконструкции, выполненной и отображаемой на консольном компьютере МРТ. Повторите сканирование локализатора и фазового контраста, если целевой сосуд отсутствует или неидентифицируется при первоначальной реконструкции. Полученные необработанные данные представлены на схеме на фиг.1А с компенсированной скоростью и через плоскостные захваты цветом, обозначенным как красный и синий соответственно.
  5. Повторите сбор данных о кровотоке плода для каждого целевого кровеносного сосуда.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Полученные необработанные данные (формат: файлы DAT) должны быть переданы для автономной реконструкции. Например, на сканерах Siemens это можно выполнить, запустив «twix». Полученные необработанные данные щелкают правой кнопкой мыши из списка приобретений и выбирается «копировать общий raid-файл».

3. Коррекция движения измерений плода

  1. Реконструируйте ряды реального времени (временное разрешение: 370 мс, радиальные виды: 64) из полученных данных с помощью CS с 15 итерациями оптимизации сопряженного градиентного спуска с использованием пространственной суммарной вариации (STV, вес: 0,008) и временной суммарной вариации (TTV, вес: 0,08) регуляризации, как показано в схеме на рисунке 1B.
  2. Выберите интересующую область (ROI), охватывающую интересующее судно из этой первой реконструкции в режиме реального времени, используя графический пользовательский интерфейс, разработанный в MATLAB. На этом этапе пользователь должен нарисовать контур, который охватывает анатомию плода, такую как целевые крупные сосуды или сердце плода.
  3. Отслеживание движения твердого тела с помощью elastix30 (на основе нормированной взаимной информации с эмпирически оптимизированными параметрами: 4 уровня пирамиды, 300 итераций и поступательных преобразований).
  4. Отклоняйте отслеживаемые кадры реального времени, которые разделяют низкую взаимную информацию (MI) со всеми другими кадрами (при этом MI составляет менее 1,5x межквартильного диапазона от среднего MI). Эти кадры считаются представленными через плоское движение или грубое движение плода.
  5. Используйте данные МРТ, соответствующие самой длинной серии непрерывных кадров реального времени (без пробелов) из оставшихся кадров в качестве периода покоя, используемого для дальнейшей реконструкции.
  6. Интерполировать параметры коррекции поступательного движения от временного разрешения рядов реального времени (370 мс) к TR покоящегося захвата (5,75 мс).
  7. Примените интерполированные параметры к определенному периоду покоя данных МРТ, модулируя фазу следующим образом:
    Equation 1

    где s' — данные с поправкой на движение, kx и ky — координаты в k-пространстве, s — полученные нескорректированные данные, Δx и Δy — отслеживаемые смещения в пространстве, а j — Equation 3.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Все числовые значения коэффициентов регуляризации в данной работе были оптимизированы в более ранних экспериментах. Это было достигнуто с помощью поиска по сетке методом перебора для поиска коэффициентов регуляризации, которые сводили к минимуму ошибку между реконструкциями эталонного набора данных плода с высокой степенью выборки и ретроспективно недооцененными случаями из того же набора данных.

4. Решение для частоты сердечных сокращений плода

  1. Реконструируйте второй ряд изображений в реальном времени с более высоким временным разрешением (временное разрешение: 46 мс, радиальные виды: 8), используя полученные данные с помощью CS, опять же с 15 итерациями сопряженной градиентной оптимизации спуска с регуляризацией STV (вес: 0,008) и TTV (вес: 0,08), как показано схемой на рисунке 1C.
  2. Повторно выберите ROI, охватывающий интересующий плодный сосуд.
  3. Запустите многопараметрический MOG в рядах реального времени, чтобы получить зависящую от времени частоту сердечных сокращений плода.
  4. Движение бункера корректировало данные МРТ в 15 сердечных фаз, используя полученную форму сигнала сердечного ритма. На этом этапе временные границы сердечных фаз вычисляются с использованием частоты сердечных сокращений от предыдущего шага. Например, границы для i-й фазы в k-м сердцебиении задаются следующим образом:
    Equation 2a
    Equation 2b
    где HR(K) — время, в которое происходит k-е сердцебиение. Временная метка n-го радиального приобретения задается (n x TR). Данные с временными метками, попадающими в границы сердечной фазы, присваиваются этой фазе.
    ПРИМЕЧАНИЕ: MOG - это метод26 гатинга, который включает в себя итеративное бинирование полученных данных на основе многопараметрической модели сердечного ритма плода для создания изображений CINE, которые оптимизируют метрику изображения над интересующей областью.

5. Реконструкция CINES плода

  1. Реконструировать СИНИ кровотока плода с помощью скорректированных данных МРТ и CS с 10 итерациями оптимизации сопряженного градиентного спуска с регуляризацией STV (вес: 0,025) и TTV (вес: 0,01). На этом этапе создаются два CINE: один для получения с компенсацией потока, CFC, и один с данными, закодированными потоком, CFE, как показано на схеме на рисунке 1D.
  2. Вычислите изображение скорости, заданное фазой элементарного произведения CFE и комплексного сопряжения CFC.
  3. Примените коррекцию фоновой фазы31 для коррекции вихретоковых эффектов. Вкратце, на этом автоматическом шаге плоскость устанавливается на фазу статических тканей плода и матери. Коррекция выполняется путем вычитания плоскости из чувствительной к скорости фазы, вычисляемой в 4.2.
  4. Запись восстановленных данных в файлы DICOM.
  5. Загрузите DICOM в программное обеспечение для анализа потоков, например Сегмент v2.232.
  6. Нарисуйте ROI, охватывающий просвет интересующего кровеносного сосуда, используя анатомические и чувствительные к скорости изображения.
  7. Распространите ROI на все сердечные фазы и скорректируйте изменения диаметра сосуда.
  8. Запись измерений расхода.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

В целом, фазовые МРТ-исследования потока нацелены на шесть основных сосудов плода: нисходящую аорту, восходящую аорту, главную легочную артерию, артериальный проток, верхнюю полую вену и пупочную вену. Эти сосуды представляют интерес для клинициста, поскольку они часто участвуют в ИБС и ФГР, влияя на распределение крови по всему плоду9. Типичная продолжительность сканирования с радиально-фазовой контрастной МРТ составляет 17 с на сосуд, так что сканирование является коротким, а также дает время для сбора достаточного количества данных для реконструкции CINE. Общее время получения, включая локализаторы и МРТ фазового контраста, для репрезентативных результатов составило 3 мин. В этом исследовании репрезентативные результаты представлены с использованием данных сбора потока из нисходящей аорты у двух человеческих плодов: плода 1 и плода 2 с гестационным возрастом (неделя + дни) 35 + 4 и 37 + 3 соответственно.

Как и на рисунке 1, первоначальные реконструкции в реальном времени (временное разрешение: 370 мс), выполненные для отслеживания движения, заняли 45 с на каждый реконструированный срез. Отслеживание движения перевода занимало 2 минуты для каждого среза. Извлеченные параметры движения для плода 1 (рисунок 2 A1, максимальное смещение: 1,6 мм) и плода 2 (рисунок 2 A2, максимальное смещение: 1,3 мм) отображают движение нисходящей аорты в течение всего сканирования. Общая взаимная информация каждого таймфрейма в реальном времени со всеми другими совместно зарегистрированными кадрами показана на рисунке 2 B1 (плод 1) и рисунке 2 B2 (плод 2). В этих случаях все фреймы обменивались взаимной информацией выше критериев отсечения, поэтому никакие данные не отклонялись. Вторая реконструкция в реальном времени (временное разрешение: 46 мс), используемая для получения информации о сердечном измерении, заняла 10 минут для каждого среза. MOG получил интервалы сердцебиения плода (RR) с использованием многопараметрической модели, как показано на рисунке 2 C1 (плод 1, интервал RR: 521 ± 20 мс) и рисунке 2 C2 (плод 2, интервал RR: 457 ± 9 мс).

Окончательные реконструкции CINE с использованием ретроспективно скорректированных и закрытых данных заняли 3 минуты на срез. Анатомические и скоростные реконструкции для плода 1 и плода 2 на пике систолы показаны на рисунке 3. Реконструкции с коррекцией движения показывают сосуды с более острыми стенками. Без коррекции движения нисходящая аорта более размыта и менее заметна. Измеренные кривые потока от каждого плода (рисунок 4) показывают более высокие пиковые и средние потоки в реконструкциях без коррекции движения ([пиковое среднее]: Плод 1 [25,2 9,8] мл/с, Плод 2 [34,6 10,3] мл/с]), чем у тех, у кого коррекция движения ([пиковое среднее]: Плод 1 [23,5 9,2] мл/с, Плод 2 [28,7 9,7] мл/с]).

Figure 1
Рисунок 1: Конвейер для реконструкции данных МРТ контраста фаз плода. (A) Шаг 1: Данные МРТ радиального фазового контраста под золотым углом (цвет кодируется как: компенсация потока = красный и сквозная плоскость кодирования = синий). Чередующиеся цвета показывают, что захваты с компенсацией потока и сквозной закодированной плоскостью происходят на одних и тех же пространственных частотах. (B) Шаг 2: Временные окна 370 мс для реконструкции в реальном времени с использованием CS с ограничениями разреженности (STV и TTV). Выполняется коррекция движения и отклонение данных. (C) Шаг 3: Временные окна 46 мс создаются для реконструкции в режиме реального времени с CS (с ограничениями разреженности STV и TTV) для MOG. (D) Шаг 4: Данные связываются в сердечные фазы (CP), и CS используется для создания CINE плодного потока с ограничениями разреженности (STV и TTV). Репрезентативные реконструкции из каждого шага CS показаны в столбце Реконструкции. Реконструкции для шагов 3 и 4 показаны для временной точки, соответствующей пиковой систоле. Шкалы в левом верхнем углу анатомических изображений обозначают 10 мм на изображении. Временные характеристики в секундах, выделенные серым цветом, представляют продолжительность соответствующих шагов. STV: пространственная полная вариация, TTV: временная полная вариация, CS: сжатое зондирование, MOG: метрический оптимизированный затвор, CINE: закрытая динамическая реконструкция. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 2
Рисунок 2: Репрезентативные кривые смещения и частоты сердечных сокращений. A1 и A2 изображают ретроспективно отслеживаемую кривую смещения для сканирования плода 1 и плода 2 соответственно. B1 и B2 показывают сумму взаимной информации данного кадра со всеми другими кадрами для Плода 1 и Плода 2 соответственно. Красные пунктирные линии представляют собой 1,5-кратный межквартильный диапазон, ниже которого данные отклоняются. C1 и C2 изображают интервалы RR, полученные с помощью MOG у плода 1 и плода 2 соответственно. Интервал RR: время между последовательными сердечными сокращениями, MOG: метрическая оптимизированная обработка. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure3
Рисунок 3: Репрезентативные скоростно-чувствительные реконструкции CINE на пиковой систоле. Каждый квадрант изображает анатомическую и скоростную реконструкции. В верхнем ряду показан CINE с коррекцией движения у плода 1 и плода 2 соответственно. Нижний ряд показывает CINE без коррекции движения у Плода 1 и Плода 2 соответственно. Красные и синие стрелки изображают нисходящую аорту. Шкалы в левом верхнем углу анатомических изображений обозначают 10 мм. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 4
Рисунок 4: Репрезентативные кривые течения в нисходящей аорте плода. Сплошные и пунктирные линии данных отображают кривые потока, полученные из реконструкций CINE с коррекцией движения и без нее, соответственно, у плода 1 (слева) и плода 2 (справа). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Этот метод позволяет неинвазивно измерять кровоток в крупных сосудах плода человека и позволяет проводить ретроспективную коррекцию движения и сердечные меры с использованием методов итеративной реконструкции. Количественная оценка кровотока плода была выполнена с помощью МРТ за последние 1,3,8,9. В этих исследованиях был перспективный подход к смягчению повреждения движения, при котором сканирование повторялось, если грубое движение плода было визуально идентифицировано по первоначальной реконструкции на сканере. Текущий протокол улучшает это, ретроспективно отвергая данные, поврежденные грубым движением плода, и дополнительно корректирует плоскостные перемещения, возникающие в результате тонких движений плода или дыхательных движений матери.

Этот протокол использует многопараметрическую модель для MOG, в которой рассчитывается интервал RR для каждого сердцебиения плода. Использование модели сердечного ритма с низкими параметрами (например, 2 параметра) обычно приемлемо для коротких сканирований, поскольку здоровый сердечный ритм плода имеет низкую вариабельность33. Однако модели с низкими параметрами становятся проблематичными для более длительных сканирований или в случаях патологий, таких как экстрасистолия. Многопараметрическая модель в MOG может отслеживать эти изменяющиеся интервалы RR, обеспечивая более точные потоки.

Текущий протокол допускает некоторые модификации. Во-первых, стороннее программное обеспечение, используемое в этом исследовании для отслеживания движения и анализа потока, может быть заменено другими доступными пакетами программного обеспечения. Во-вторых, количество итераций в алгоритмах сопряженного градиентного спуска для CS может быть увеличено. В этом исследовании количество итераций на каждом шаге было установлено на значении, за пределами которого были минимальные улучшения, основанные на предыдущих реконструкциях. В этой работе сканировались только беременности в третьем триместре. При более ранних беременностях плод меньше, и может быть больше места для движения. Однако, поскольку периоды покоя в сканировании идентифицируются ретроспективно для реконструкций CINE, этот протокол должен быть успешным для визуализации потока в этих более ранних возрастах. Увеличение разрешения сканирования может потребоваться для обслуживания меньших диаметров сосудов в более низком гестационном возрасте. Для этого протокола время реконструкции, указанное на рисунке 1, и результаты сильно зависят от доступной вычислительной мощности. Например, с лучшими графическими процессорами и более мощными процессорами время реконструкции может быть значительно сокращено.

Протокол имеет определенные ограничения. Во-первых, качество реконструкции CINE зависит от количества данных, отбракованных на этапе коррекции движения. С увеличением эпизодов грубых движений плода во время сканирования больше данных отторгается. Следовательно, результирующее отношение сигнал/шум (SNR) в реконструкциях CINE будет уменьшаться. Низкий SNR увеличивает неопределенность в скоростных изображениях34 и результирующей количественной оценке потока. Таким образом, производительность будет улучшаться с большим спокойствием плода. Во-вторых, метод зависит от определения ROI для коррекции движения и MOG. В текущей реализации этот шаг выполняется вручную. Мы обнаружили, что реконструкция стабильна с небольшими различиями в положении ROI, но этот процесс приводит к времени ожидания между сбором данных и реконструкциями CINE (поскольку между тремя шагами итеративной реконструкции есть два шага размещения ROI). Это становится более громоздким, когда приобретается большое количество срезов. В будущих реализациях протокола размещение ROI будет автоматизировано.

В настоящее время мы используем представленный протокол в научных исследованиях с одобрения местного совета по этике. Протокол также может использоваться в случаях, когда движение является потенциальной проблемой во время МРТ-обследования, например, у новорожденных или не сотрудничающих субъектов. Будущие направления метода включают исследование спиральных траекторий35,36, которые обеспечивают более эффективный отбор проб и возможность изучения потока плода в режиме реального времени.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Никакой.

Acknowledgments

Никакой.

Materials

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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

Tags

Медицина Выпуск 167 Визуализация кровотока плода с помощью МРТ контрастная МРТ фазы плода
Количественная оценка кровотока плода человека с помощью магнитно-резонансной томографии и компенсации движения
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

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

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

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter