Summary
Her presenterer vi en protokoll for å måle fosterets blodstrøm raskt med MR og retrospektivt utføre bevegelseskorreksjon og hjertegating.
Abstract
Magnetic resonance imaging (MRI) er et viktig verktøy for klinisk vurdering av kardiovaskulær morfologi og hjertefunksjon. Det er også den anerkjente standard-of-care for blodstrømskvantifisering basert på fasekontrast MR. Mens slik måling av blodstrømmen har vært mulig hos voksne i flere tiår, har metoder for å utvide denne evnen til føtal blodstrøm bare nylig blitt utviklet.
Kvantifisering av fosterets blodstrøm i store kar er viktig for overvåking av fosterpatologier som medfødt hjertesykdom (CHD) og fostervekstrestriksjon (FGR). CHD forårsaker endringer i hjertestrukturen og vaskulaturen som endrer blodforløpet i fosteret. I FGR endres banen for blodstrømmen gjennom utvidelse av shunts slik at den oksygenerte blodtilførselen til hjernen økes. Kvantifisering av blodstrømmen gjør det mulig å vurdere alvorlighetsgraden av fosterpatologien, noe som igjen muliggjør egnet pasientbehandling og planlegging for barselbehandling i livmoren.
De primære utfordringene med å bruke fasekontrast MR til det menneskelige fosteret inkluderer liten blodkarstørrelse, høy fosterpuls, potensiell MR-datakorrupsjon på grunn av mors respirasjon, uforutsigbare fosterbevegelser og mangel på konvensjonelle hjertegatingsmetoder for å synkronisere datainnsamling. Her beskriver vi den siste tekniske utviklingen fra laboratoriet vårt som har muliggjort kvantifisering av føtal blodstrøm ved hjelp av fasekontrast-MR, inkludert fremskritt innen akselerert bildebehandling, bevegelseskompensasjon og hjertegating.
Introduction
Omfattende vurdering av fostersirkulasjonen er nødvendig for å overvåke fosterpatologier som fostervekstbegrensning (FGR) og medfødt hjertesykdom (CHD) 1,2,3. I utero er pasienthåndtering og planlegging for barselomsorg avhengig av alvorlighetsgraden av fosterpatologien 4,5,6,7. Gjennomførbarheten av føtal blodstrømkvantifisering med MR og dens anvendelser ved vurdering av fosterpatologier har nylig blitt demonstrert 3,8,9. Bildemetoden står imidlertid overfor utfordringer, for eksempel økte bildebehandlingstider for å oppnå høy spatiotemporal oppløsning, mangel på hjertesynkroniseringsmetoder og uforutsigbar fosterbevegelse10.
Fostervaskulatur består av små strukturer (~ 5 mm diameter for store blodkar som består av nedadgående aorta, ductus arteriosus, stigende aorta, hovedpulsåren og vena cava superior 11,12,13). For å løse disse strukturene og kvantifisere strømning, er det nødvendig med bildebehandling med høy romlig oppløsning. Videre er fosterets hjertefrekvens omtrent det dobbelte av en voksen. En høy temporal oppløsning er dermed også nødvendig for å løse dynamisk hjertebevegelse og blodstrøm over fosterets hjertesyklus. Konvensjonell avbildning ved denne høye spatiotemporale oppløsningen krever relativt lange oppkjøpstider. For å løse dette problemet er det innført akselerert MR med foster 14,15,16. Kort fortalt innebærer disse akselerasjonsteknikkene undersampling i frekvensdomenet under datainnsamling og retrospektiv hi-fi-rekonstruksjon ved hjelp av iterative teknikker. En slik tilnærming er compressed sensing (CS) rekonstruksjon, som tillater rekonstruksjon av bilder fra sterkt undersamplede data når det rekonstruerte bildet er sparsomt i et kjent domene og undersampling artefakter er usammenhengende17.
Bevegelse i fosteravbildning gir en stor utfordring. Bevegelseskorrupsjon kan oppstå fra mors luftveisbevegelse, mors bulkbevegelse eller grov fosterbevegelse. Mors respirasjon fører til periodiske oversettelser av fosteret, mens fosterbevegelser er mer komplekse. Fosterbevegelser kan klassifiseres som lokalisert eller brutto10,18. Lokaliserte bevegelser innebærer bevegelse av bare segmenter av kroppen. De varer vanligvis i ca 10-14 s og deres frekvens øker med svangerskapet (~ 90 per time på sikt) 10. Disse bevegelsene forårsaker vanligvis små korrupsjoner og påvirker ikke bildeområdet av interesse. Imidlertid kan grove fosterbevegelser føre til alvorlig bildekorrupsjon med gjennom plane bevegelseskomponenter. Disse bevegelsene er helkroppsbevegelser mediert av ryggraden og varer i 60-90 s.
For å unngå artefakter fra fosterbevegelse, blir det først tatt skritt for å minimere mors bevegelser. Gravide kvinner blir gjort mer avslappet ved hjelp av støttende puter på skannersengen og kledd i komfortable kjoler og kan ha sine partnere til stede ved siden av skanneren for å redusere klaustrofobi19,20. For å redusere effekten av mors respiratoriske bevegelse har studier utført føtale MR-eksamener under mors pustehold21,22,23. Imidlertid må slike oppkjøp være korte (~ 15 s) gitt den reduserte puste-hold-toleransen til gravide personer. Nylig er det innført retrospektive bevegelseskorreksjonsmetoder for fosterets MR14,15,16. Disse metodene sporer fosterbevegelse ved hjelp av registreringsverktøysett og korrigerer for bevegelse eller forkaster ukorrigerbare deler av innhentede data.
Endelig er postnatale hjerte-MR-bilder konvensjonelt anskaffet ved hjelp av elektrokardiogram (EKG) gating for å synkronisere datainnsamling til hjertesyklusen. Uten gating kombineres hjertebevegelse og pulsatil strømning fra hele hjertesyklusen, og produserer gjenstander. Dessverre lider fosterets EKG-signal av forstyrrelser fra mors EKG-signal24 og forvrengninger fra magnetfeltet25. Derfor har alternative ikke-invasive tilnærminger til føtal hjertegating blitt foreslått, inkludert selvgating, metrisk optimalisert gating (MOG) og doppler ultralyd gating21,26,27,28.
Som beskrevet i de følgende avsnittene, utnytter vår MR-tilnærming for å kvantifisere fosterets blodstrøm en ny gating-metode, MOG, utviklet i vårt laboratorium og kombinert med bevegelseskorreksjon og iterativ rekonstruksjon av akselererte MR-oppkjøp. Tilnærmingen er basert på en rørledning i en tidligere publisert studie14 og består av følgende fem trinn: (1) føtal blodstrømoppkjøp, (2) sanntidsrekonstruksjoner, (3) bevegelseskorreksjon, (4) hjertegating og (5) gated rekonstruksjoner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Alle MR-skanninger ble utført med informert samtykke fra frivillige som en del av en studie godkjent av vårt institusjonelle forskningsetiske styre.
MERK: Metodene beskrevet nedenfor har blitt brukt på et 3T MR-system. Innsamlingen utføres ved hjelp av en radiell fasekontrast MR-sekvens. Denne sekvensen ble utarbeidet ved å modifisere avlesningsbanen (for å oppnå et stjernemønster) av produsentens kartesiske fasekontrast-MR. Sekvens- og prøveprotokollene er tilgjengelige på forespørsel gjennom vår C2P-utvekslingsplattform. Alle rekonstruksjoner i dette arbeidet ble utført på en standard stasjonær datamaskin med følgende spesifikasjoner: 32 GB minne, 3, 40 GHz prosessor med 8 kjerner og 2 GB grafikkort med 1024 CUDA-kjerner (Compute Unified Device Architecture). Bilderekonstruksjon ble utført på MATLAB. Nonuniform rask Fourier-transformasjon (NUFFT)29 ble utført på grafikkbehandlingsenheten (GPU). Bevegelseskorreksjonsparametere ble beregnet ved hjelp av elastix30. Figur 1 viser protokollen i kronologisk rekkefølge, og sporer hvordan de ervervede hastighetskodene (fargekodet i figur 1) behandles med representative bilder i hvert rekonstruksjonsstadium. Rekonstruksjonskoden er tilgjengelig på https://github.com/datta-g/Fetal_PC_MRI. Selv om vi oppgir trinnene i protokollen her, automatiseres de fleste av disse algoritmetrinnene i pipelinen vår.
1. Fagposisjonering og lokaliseringseksamen
- Hjelp moren med å plassere seg på MR-bordet i hennes foretrukne komfortable stilling, vanligvis liggende eller laterale decubitus-stillinger, for MR-eksamen.
- Plasser hjertespolen over morens bukregion.
- Legg MR-tabellen i magnetboringen og gi beskjed til moren om at skanningen er i ferd med å starte.
- Kjør en lokaliseringseksamen for å finne fosterkroppen (oppløsning: 0,9 x 0,9 x 10 mm3, TE/TR: 5,0/15,0 ms, FOV: 450 x 450 mm2, skiver: 6).
- Kjør en raffinert lokaliseringseksamen for å finne fostervaskulaturen med skivegruppen sentrert på fosterets hjerte (oppløsning 1,1 x 1,1 x 6,0 mm3, TE / TR: 2,69 / 1335,4 ms, FOV: 350 x 350 mm2, skiver: 10, orientering: aksial til foster).
- Gjenta de raffinerte lokaliseringene med sagittal og koronal orientering for en klarere visning av fosterkarene.
- Gjenta de raffinerte lokaliseringene i tilfeller av grov fosterbevegelse.
2. Innsamling av føtale blodstrømsdata
- Finn fosterets fartøy ved hjelp av lokaliseringseksamenene. For eksempel er den synkende aorta et langt rett fartøy nær ryggraden i sagittalplanene. De stigende aorta og de viktigste lungearteriene kan identifiseres som fartøy som forlater henholdsvis venstre og høyre ventrikler. Ductus arteriosus kan spores som et nedstrøms segment av hovedpulsåren proksimalt til nedadgående aorta. Den overlegne vena cava kan identifiseres fra aksiale plan nær bunnen av fosterets hjerte som fartøyet ved siden av den stigende aorta.
- Foreskrive en skive vinkelrett på aksen til fosterbeholderen av interesse. Roter og flytt stykkeretningslinjen på MR-konsolldatamaskinen slik at den krysser målbeholderen vinkelrett.
- Still inn skanneparametrene (anskaffelsestype: radial fasekontrast MR, oppløsning: 1,3 x 1,3 x 5,0 mm 3, ekkotid (TE)/ repetisjonstid (TR):3,25 / 5,75 ms, synsfelt (FOV): 240 x 240 mm2, skive: 1, hastighetskoding: 100-150 cm / s avhengig av fartøy av interesse, hastighetskodingsretning: gjennom plan, radiale visninger: 1500 per kode, fri pust).
- Kjør skanningen og bekreft resepten basert på den første tidsgjennomsnittlige rekonstruksjonen som ble utført og vist på MR-konsolldatamaskinen. Gjenta lokaliserings- og fasekontrastskanningene hvis målbeholderen er fraværende eller uidentifiserbar fra den første rekonstruksjonen. Innhentede rådata er representert i skjemaet i figur 1A med hastigheten kompensert og gjennom planoppkjøp fargekodet som henholdsvis rød og blå.
- Gjenta datainnsamlingen for fosterets blodstrøm for hvert målblodkar.
MERK: De innhentede rådataene (format: DAT-filer) må overføres for frakoblet rekonstruksjon. For eksempel, på Siemens-skannere, kan dette utføres ved å kjøre 'twix'. De innhentede rådataene høyreklikkes fra listeanskaffelsene, og "copy total raid file" velges.
3. Bevegelseskorreksjon av fostermålinger
- Rekonstruere sanntidsserier (temporal oppløsning: 370 ms, radiale visninger: 64) fra de innsamlede dataene ved hjelp av CS med 15 iterasjoner av en konjugert gradient nedstigningsoptimalisering som utnytter romlig total variasjon (STV, vekt: 0,008) og temporal total variasjon (TTV, vekt: 0,08) regularisering som representert ved skjemaet i figur 1B.
- Velg en interesseregion (ROI) som omfatter fartøyet av interesse fra denne første sanntidsrekonstruksjonen ved hjelp av et grafisk brukergrensesnitt utviklet i MATLAB. I dette trinnet må brukeren tegne en kontur som omslutter fosterets anatomi, for eksempel målet store fartøy eller fosterets hjerte.
- Utfør stiv kroppsbevegelsessporing med elastix 30 (basert på normalisert gjensidig informasjon med empirisk optimaliserte parametere: 4 pyramidenivåer,300 iterasjoner og translasjonstransformasjoner).
- Avvis sporede sanntidsrammer som deler lav gjensidig informasjon (MI) med alle andre rammer (der MI er mindre enn 1,5 ganger interkvartilområdet fra gjennomsnittlig MI). Disse rammene anses å være representert gjennom planbevegelse eller grov fosterbevegelse.
- Bruk MR-dataene som tilsvarer den lengste serien av kontinuerlige sanntidsrammer (uten hull) fra de resterende rammene som hvileperioden som brukes til videre rekonstruksjon.
- Interpolere translasjonelle bevegelseskorreksjonsparametere fra den tidsmessige oppløsningen til sanntidsserien (370 ms) til TR for hvileoppkjøpet (5,75 ms).
- Bruk interpolerte parametere på den definerte hvileperioden for MR-dataene ved å modulere fasen som i:
hvor s' er bevegelseskorrigerte data, k x og k y er koordinatene i k-rom, s er de innhentede ukorrigerte dataene, Δ x og Δy er de sporede forskyvningene i rommet, og j representerer
.
MERK: Alle numeriske verdier av regulariseringskoeffisienter i dette arbeidet ble optimalisert i tidligere eksperimenter. Dette ble oppnådd ved hjelp av et brute-force grid-søk for å finne regulariseringskoeffisientene som minimerte feilen mellom rekonstruksjoner av et høyt samplet fosterreferansedatasett og retrospektivt undersamplede tilfeller fra samme datasett.
.4. Løsning for fosterets hjertefrekvens
- Rekonstruere en andre sanntidsbildeserie med høyere temporal oppløsning (temporal oppløsning: 46 ms, radiale visninger: 8) ved hjelp av de innsamlede dataene ved hjelp av CS, igjen med 15 iterasjoner av en konjugert gradient nedstigningsoptimalisering med STV (vekt: 0,008) og TTV (vekt: 0,08) regularisering som representert ved skjemaet i figur 1C.
- Velg nytt en avkastning som omfatter fosterbeholderen av interesse.
- Kjør multiparameter MOG på sanntidsserien for å utlede den tidsavhengige fosterpulsen.
- Beinbevegelse korrigerte MR-data i 15 hjertefaser ved hjelp av den avledede hjertefrekvensbølgeformen. I dette trinnet beregnes de tidsmessige grensene for hjertefasene ved hjelp av hjertefrekvensen fra forrige trinn. For eksempel er grensene for i th fase i kth hjerteslag gitt av:
hvor HR (K) er det tidspunktet hvor kth hjerteslag oppstår. Tidsstempelet for det n th radiale oppkjøpet er gitt av (n x TR). Data med tidsstempler som faller innenfor grensene til en hjertefase, tildeles den fasen.
MERK: MOG er en gatingteknikk26 som består av iterativ binning av de innhentede dataene basert på en multiparameter føtal hjertefrekvensmodell for å lage CINE-bilder som optimaliserer en bildemetrisk over et interesseområde.
5. Rekonstruksjon av føtale CINEs
- Rekonstruere føtale strømnings-CINEer ved hjelp av binned motion-korrigerte MR-data og CS med 10 iterasjoner av en konjugert gradient nedstigningsoptimalisering med STV (vekt: 0,025) og TTV (vekt: 0,01) regularisering. To CINEer produseres på dette trinnet: en for strømningskompensert innsamling, CFC, og en med strømningskodede data, CFE, som representert i skjemaet i figur 1D.
- Beregn hastighetsbildet gitt av fasen av det elementvise produktet av CFE og det komplekse konjugatet til CFC.
- Bruk bakgrunnsfasekorreksjon31 for å korrigere for virvelstrømeffekter. Kort sagt, i dette automatiske trinnet, er et plan montert på fasen av statisk foster og mors vev. Korreksjonen utføres ved å trekke planet fra den hastighetsfølsomme fasen beregnet i 4.2.
- Skriv rekonstruerte data i DICOM-filer.
- Last inn DICOM-er i flytanalyseprogramvare, for eksempel Segment v2.232.
- Tegn en avkastning som omfatter lumen i blodkaret av interesse ved hjelp av anatomiske og hastighetsfølsomme bilder.
- Forplant avkastningen til alle hjertefaser og korriger for endringer i fartøyets diameter.
- Registrer strømningsmålinger.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Generelt er fase MR-undersøkelser av strømningsmål seks store fosterkar: den synkende aorta, stigende aorta, hovedpulsåren, ductus arteriosus, vena cava superior og navlestrengen. Disse fartøyene er av interesse for klinikeren, da de ofte er involvert i CHD og FGR, og påvirker fordelingen av blod gjennom hele fosteret9. En typisk skannevarighet med MR med radialfasekontrast er 17 s per fartøy, slik at skanningene er korte, samtidig som det gir tid til nok datainnsamling for CINE-rekonstruksjon. Total innhentingstid, inkludert lokalisatorer og MR-undersøkelse av fasekontrast, for de representative resultatene var 3 minutter. I denne studien presenteres representative resultater ved hjelp av strømningsinnsamlingsdata fra nedadgående aorta hos to fostre: Foster 1 og Fostre 2 med svangerskapsalder (uke + dager) på henholdsvis 35+4 og 37+3.
Som i figur 1 tok innledende sanntidsrekonstruksjoner (temporal oppløsning: 370 ms) utført for bevegelsessporing 45 s per rekonstruert skive. Bevegelsessporing for oversettelse tok 2 minutter for hver skive. De ekstraherte bevegelsesparametrene for foster 1 (figur 2 A1, maksimal forskyvning: 1,6 mm) og foster 2 (figur 2 A2, maksimal forskyvning: 1,3 mm) viser bevegelsen til den synkende aorta i løpet av skanningen. Den delte gjensidige informasjonen om hver sanntidsramme med alle andre samregistrerte rammer er vist i figur 2 B1 (foster 1) og figur 2 B2 (foster 2). I disse tilfellene delte alle rammer gjensidig informasjon over avskjæringskriteriene, så ingen data ble avvist. De andre sanntidsrekonstruksjonene (temporal oppløsning: 46 ms), som ble brukt til å utlede hjerteinformasjon, tok 10 minutter for hver skive. MOG utledet fosterets hjerterytmeintervaller (RR) ved hjelp av en multiparametermodell, som vist i figur 2 C1 (foster 1, RR-intervall: 521 ± 20 ms) og figur 2 C2 (foster 2 , RR-intervall: 457 ± 9 ms).
Endelige CINE-rekonstruksjoner ved hjelp av retrospektivt bevegelseskorrigerte og inngjerdede data tok 3 min per skive. De anatomiske rekonstruksjonene og hastighetsrekonstruksjonene for foster 1 og foster 2 ved maksimal systole er vist i figur 3. Rekonstruksjoner med bevegelseskorreksjon viser fartøy med skarpere vegger. Uten bevegelseskorreksjon er den synkende aorta uskarpere og mindre iøynefallende. De målte strømningskurvene fra hvert foster (figur 4) viser høyere topp- og middelstrømmer i rekonstruksjonene uten bevegelseskorreksjon ([peak mean]: Fetus 1 [25.2 9.8] ml/s, Fetus 2 [34.6 10.3] ml/s]) enn hos de med bevegelseskorreksjon ([peak mean]: Fetus 1 [23.5 9.2] ml/s, Fetus 2 [28.7 9.7] ml/s]).
Figur 1: Pipeline for å rekonstruere MR-data fra fosterfasekontrast. (A) Trinn 1: Golden-angle radial fasekontrast MR-data (fargekodet som: strømningskompensasjon = rød & gjennom plan kode = blå). De vekslende fargene viser at de strømningskompenserte og gjennomplanskodede anskaffelsene skjer ved de samme romlige frekvensene. (B) Trinn 2: Temporale vinduer på 370 ms for sanntidsrekonstruksjon ved bruk av CS med sparsomhetsbegrensninger (STV og TTV). Bevegelseskorreksjon og dataavvisning utføres. (C) Trinn 3: Temporale vinduer på 46 ms er laget for sanntidsrekonstruksjon med CS (med STV- og TTV-sparsomhetsbegrensninger) for MOG. (D) Trinn 4: Dataene er binned i hjertefaser (CP), og CS brukes til å skape en fosterstrøm CINE, med sparsitetsbegrensninger (STV og TTV). Representative rekonstruksjoner fra hvert CS-trinn vises i kolonnen Rekonstruksjoner. Rekonstruksjoner for trinn 3 og 4 vises for et tidspunkt som tilsvarer maksimal systole. Skalafelt øverst til venstre på de anatomiske bildene angir 10 mm i bildet. Tidsspesifikasjonene, i sekunder, uthevet i grått, representerer varigheten av de tilsvarende trinnene. STV: romlig total variasjon, TTV: temporal total variasjon, CS: komprimert sensing, MOG: metrisk optimalisert gating, CINE: gated dynamisk rekonstruksjon. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 2: Representativ forskyvning og hjertefrekvenskurver. A1 og A2 viser retrospektivt sporet forskyvningskurve for skanningene i henholdsvis foster 1 og foster 2. B1 og B2 viser summen av den gjensidige informasjonen til en gitt ramme med alle andre rammer for henholdsvis foster 1 og foster 2. De røde stiplede linjene representerer 1,5x interkvartilområde under hvilket data avvises. C1 og C2 viser RR-intervallene avledet med MOG i henholdsvis foster 1 og foster 2. RR-intervall: tid mellom påfølgende hjerteslag, MOG: metrisk optimalisert gating. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 3: Representative hastighetssensitive CINE-rekonstruksjoner ved maksimal systole. Hver kvadrant skildrer de anatomiske og hastighetsrekonstruksjonene. Den øverste raden viser CINE med bevegelseskorreksjon i henholdsvis foster 1 og foster 2. Den nederste raden viser CINE uten bevegelseskorreksjon i henholdsvis foster 1 og foster 2. De røde og blå pilene skildrer den synkende aorta. Skalastenger øverst til venstre på de anatomiske bildene angir 10 mm. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 4: Representative strømningskurver i fosterets synkende aorta. De faste og stiplede datalinjene viser strømningskurvene hentet fra CINE-rekonstruksjoner med og uten bevegelseskorreksjon, henholdsvis i foster 1 (venstre) og foster 2 (høyre). Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Denne metoden muliggjør ikke-invasiv måling av blodstrømmen i humane føtale store fartøy og muliggjør retrospektiv bevegelseskorreksjon og hjertegating ved å benytte iterative rekonstruksjonsteknikker. Kvantifisering av fosterblodstrøm er utført med MR siste 1,3,8,9. Disse studiene hadde en prospektiv tilnærming for å redusere bevegelseskorrupsjon der skanninger ville bli gjentatt hvis brutto fosterbevegelse ble visuelt identifisert fra en første rekonstruksjon på skanneren. Den nåværende protokollen forbedrer dette ved retrospektivt å avvise data ødelagt av grov fosterbevegelse og ytterligere korreksjoner for forskyvninger i plan som oppstår ved subtile fosterbevegelser eller mors respiratoriske bevegelse.
Denne protokollen benytter en multiparametermodell for MOG hvor RR-intervallet for hvert fosters hjerteslag beregnes. Å bruke en hjertefrekvensmodell med lav parameter (for eksempel 2 parametere) er generelt akseptabelt for korte skanninger siden den sunne fosterpulsen har lav variabilitet33. Imidlertid blir lavparametermodeller problematiske for lengre skanninger eller i tilfeller av patologier som arytmi. En multiparametermodell i MOG kan spore disse skiftende RR-intervallene, noe som gir mer nøyaktige strømmer.
Den nåværende protokollen tillater noen endringer. For det første kan tredjepartsprogramvare som brukes i denne studien for bevegelsessporing og strømningsanalyse, erstattes av andre tilgjengelige programvarepakker. For det andre kan antall iterasjoner i nedstigningsalgoritmene for konjugatgradient for CS økes. I denne studien ble antall iterasjoner i hvert trinn satt til en verdi utover hvilken det var minimale forbedringer basert på tidligere rekonstruksjoner. I dette arbeidet ble bare graviditeter i tredje trimester skannet. I tidligere svangerskap er fosteret mindre og det kan være mer rom for bevegelse. Men siden hvileperioder i skanningen identifiseres retrospektivt for CINE-rekonstruksjoner, bør denne protokollen være vellykket for strømningsavbildning i disse tidligere alderen. En økning i oppløsningen av skanningene kan være nødvendig for å imøtekomme mindre fartøysdiametre ved lavere svangerskapsalder. For denne protokollen er rekonstruksjonstidene rapportert i figur 1 og resultatene sterkt avhengig av beregningskraften som er tilgjengelig. For eksempel, med bedre GPUer og kraftigere prosessorer, kan gjenoppbyggingstiden reduseres betydelig.
Protokollen har visse begrensninger. For det første avhenger kvaliteten på CINE-rekonstruksjonen av mengden data som avvises i bevegelseskorreksjonstrinnet. Med økende episoder av grove fosterbevegelser under en skanning, blir flere data avvist. Følgelig vil det resulterende signal-til-støy-forholdet (SNR) i CINE-rekonstruksjonene reduseres. Lav SNR øker usikkerheten i hastighetsbildene34 og den resulterende strømningskvantifiseringen. Ytelsen vil derfor bli bedre med større fosterro. For det andre avhenger metoden av definisjonen av avkastning for bevegelseskorreksjon og MOG. I den nåværende implementeringen utføres dette trinnet manuelt. Vi har funnet ut at rekonstruksjonen er stabil til små forskjeller i ROI-posisjon, men denne prosessen resulterer i ventetider mellom datainnsamlingen og CINE-rekonstruksjonene (siden det er to ROI-plasseringstrinn mellom de tre iterative rekonstruksjonstrinnene). Dette blir mer tungvint når det er et stort antall skiver anskaffet. I fremtidige implementeringer av protokollen vil ROI-plassering bli automatisert.
For tiden bruker vi den presenterte protokollen i forskningsstudier med godkjenning fra det lokale etiske styret. Protokollen kan også brukes i tilfeller der bevegelse er et potensielt problem under en MR-eksamen, for eksempel hos nyfødte eller samarbeidsvillige. Fremtidige retninger av metoden innebærer å undersøke spiralbaner35,36, som gir mer effektiv prøvetaking og mulighet for å utforske sanntids fosterstrøm.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Ingen.
Acknowledgments
Ingen.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| elastix | Image Sciences Institute, University Medical Center Utrecht | Image registration software | |
| Geforce GTX 960 | Nvidia | 04G-P4-3967-KR | |
| gpuNUFFT | CAI²R | Non-uniform fast Fourier transform | |
| MAGNETOM Prisma | Siemens | 10849583 | |
| MATLAB | MathWorks | ||
| Radial Phase Contrast MRI sequence | Trajectory modification of manufacturer's Cartesian Phase Contrast sequence | ||
| Segment | Medvisio | Data analysis | |
| VENGEANCE | Corsair | LPX DDR4-2666 |
References
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Peleg, D., Kennedy, C. M., Hunter, S. K. Intrauterine growth restriction: identification and management. American Family Physician. 58 (2), 453-467 (1998).
- Krishna, U., Bhalerao, S. Placental Insufficiency and Fetal Growth Restriction. Journal of Obstetrics and Gynaecology of India. 61 (5), 505-511 (2011).
- 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).
- 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).
- 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).
- Piontelli, A. Development of Normal Fetal Movements: The Last 15 Weeks of Gestation. , Springer-Verlag. Mailand. (2015).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Edwards, D. D., Edwards, J. S. Fetal movement: development and time course. Science. 169 (3940), New York, N.Y. 95-97 (1970).
- Malamateniou, C., et al. Motion-Compensation Techniques in Neonatal and Fetal MR Imaging. American Journal of Neuroradiology. 34 (6), 1124-1136 (2013).
- Rutherford, M., et al. MR imaging methods for assessing fetal brain development. Developmental Neurobiology. 68 (6), 700-711 (2008).
- 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).
- Glenn, O. A.
- 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).
- 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).
- Millis, R. Advances in Electrocardiograms: Methods and Analysis. BoD - Books on Demand. , (2012).
- Jansz, M. S., et al. Metric optimized gating for fetal cardiac MRI. Magnetic Resonance in Medicine. 64 (5), 1304-1314 (2010).
- 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).
- Larson, A. C., et al.
- 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).
- 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).
- 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).
- Heiberg, E., et al. Design and validation of Segment - freely available software for cardiovascular image analysis. BMC Medical Imaging. 10 (1), 1 (2010).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
