cardiace - cdn.ymaws.com · cardiace congenitale: recomandările grupului de experți SMR in boli cardiace congenitale Sohrab Fratz 1* , Taylor Chung 2 , Gerald F Greil 3 , Margaret

Fratz et al. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2013, 15:51 http://jcmr-online.com/content/15/1/51

ATENȚIE: Dacă doriți să citați acest articol va trebui sa o faceți utilizând publicația originală pentru a respecta autorii și

factorul de impact al Jurnalului.

Ghiduri și protocoale de Rezonanță Magnetică Cardiovasculară pentru copiii și adulții cu boli cardiace congenitale: recomandările grupului de experți SCMR in boli cardiace congenitale Sohrab Fratz1*, Taylor Chung2, Gerald F Greil3, Margaret M Samyn4, Andrew M Taylor5, Emanuela R Valsangiacomo Buechel6, Shi-Joon Yoo7 and Andrew J Powell8*

Introducere Pe parcursul ultimelor două decade a existat o creștere

marcată în utilizarea rezonanței magnetice cardiace

(CMR) pentru evaluarea anatomică și funcțională a bolilor

cardiace congenitale(CHD) [1-6]. CMR este rareori utilizată

ca unica modalitate diagnostică. Mai degrabă ea este

complementară ecocardiografiei, oferind o alternativă

non-invazivă la angiografie, evită expunerea la radiații

ionizante produsă de computer tomografie și depășește

multe dintre limitările acestor modalități. Au fost deja

publicate recomandările experților pentru efectuarea

CMR la adulții cu CHD[7] și urmează să fie publicate cele

pentru copii cu CHD. Acest document se focusează pe

efectuarea CMR în evaluarea copiilor și adulților cu CHD.

Prima parte discută pregătirea pentru examinare și

probleme legate de siguranta acesteia, a doua parte

descrie principalele tehnici sau moduri ale unei examinări

iar a treia ofera protocoale specifice, țintite pe patologii,

utilizând aceste tehnici. Scopul este de a oferi o resursă

educațională pentru cei care sunt implicați în efectuarea

CMR la acești pacienți și de a ajuta standardizarea

abordărilor acestora. Pe cât posibil încercăm să ne bazăm

recomandările pe dovezi publicate. Totuși, acolo unde

datele lipsesc, aceste recomandări reprezintă un consens

al experților.

Pregătirea și siguranța examinării Când este posibil, părinților ar trebui să li se ofere o

descriere detaliată a examenului CMR care sa le permită

să discute cu copilul în mod corespunzător, adaptat

vârstei, pentru a spori probabilitatea unei examinări

corespunzătoare. Înainte de a aduce pacientul în camera

scannerului, medicul și operatorii ar trebui să revadă

Abstract

Rezonanța magnetică cardiovasculară (CMR) prezintă un rol tot mai important în diagnosticul, evaluarea și

planificarea pre-procedurală pentru pacienții cu boli cardiace congenitale. Acest articol ofera ghiduri de

efectuare a CMR pentru copii și adulții cu boli cardiace congenitale. În prima parte sunt discutate pregătirea

pentru examinare și probleme de siguranța a examinării, a doua parte descrie tehnicile de bază utilizate în

examinare iar a treia parte oferă protocoale de examinare țintite pe patologii. Sunt subliniate diferențele

între practici și sunt furnizate recomandări de consens ale experților. Indicațiile și criteriile de utilizare

corespunzătoare pentru examinarea CMR nu sunt abordate în mod specific.

Cuvinte cheie: Rezonanță magnetică cardiovasculară, Boli cardiace congenitale, Defecte cardiace,

Protocoale de examinare, Rezonanță magnetică cardiacă

DECLARAȚIE DE POZIȚIE Open Access

* Corespondență: [email protected]; [email protected] 1Department of Pediatric Cardiology and Congenital Heart Disease, Deutsches

Herzzentrum München (German Heart Center Munich) of the Technical

University Munich, Munich, Germany 8Department of Cardiology, Boston Children’s Hospital, and the Department

of Pediatrics, Harvard Medical School, Boston, MA, USA

Lista complete de autori e disponibila la finalul articolului


Page 2 of 31

istoricul pacientului și utilizând formularul de screening

să identifice dispozitivele implantate care pot fi

periculoase în câmp magnetic sau pot produce artefacte.

Pentru pacienții care au suferit proceduri cardiace și

prezintă date incomplete sau neclare, se poate efectua o

radiografie toracică în scop de screening. O analiză

detaliată a siguranței CMR și a interacțiunilor cu

dispozitive medicale poate fi găsită în literatură[8-10].

După efectuarea screening-ului se vor monta

dispozitivele de monitorizare a funcțiilor vitale și a

protecției auditive (atât pentru pacienții conștienți cât și

pentru cei sedați). Copii mici disipă căldura corporală

mai repede decât adulți iar temperatura acestora

trebuie să fie monitorizată folosindu-se pături pentru a

minimiza pierderile de căldură. Pentru a obține date de

bună calitate într-o examinare cu sincronizare cardiacă

este necesar un semnal bun electrocardiografic (ECG).

Prezența unui semnal corespunzător va fi verificată atât

la începutul examinării când pacientul e în afara

scanerului, cât și după introducerea pacientului dar și pe

parcursul examinării. La pacienții cu dextrocardie

electrozii ECG vor trebui pozitionați în partea dreaptă.

Antena va fi aleasă astfel încât să maximizeze raportul

semnal:zgomot la nivelul regiunii de examinat. Întrucât

CHD deseori implică anomalii ale vaselor toracice, de

obicei antena va trebui să fie suficient de mare încât să

acopere întregul torace dar și abdomenul superior, nu

doar cordul. La pacienții mai mici se pot folosi antene

pediatrice toracice sau antene destinate pentru

examinări ale capului, umărului, sau genunchiului la

adulți. Utilizarea unei antene de dimensiuni

corespunzătoare și așezată într-o pozitie bună trebuie

confirmată la începutul examinării evaluând imaginile de

localizare.

Sedarea Pacienții evaluați CMR trebuie să rămână nemișcați în

scanner pentru o perioda de până la 60 de minute

pentru a minimiza artefactele de mișcare pe parcursul

achiziției imaginilor, precum și pentru a permite

planificarea succesivă a secvențelor. Copii mici (în

general sub 6-8 ani) precum și adulții cu deficiențe de

dezvoltare intelectuală necesită sedare. În luarea unei

decizii cu privire la efectuarea unei examinări cu sedare

vor fi luați în calcul mai mulți factori: durata anticipată a

protocolului de scanare, gradul maturitate a dezvoltării,

experiența pacientului cu procedurile anterioare, opinia

părinților despre capacitatea copilului de a coopera pe

parcursul examinării, riscurile sedării și beneficiile aduse

de informațiile obținute.

Strategiile de sedare și anestezie pe parcursul CMR

variază și depind de preferințele instituționale și de

resursele disponibile, cum ar fi existența de anesteziști

pediatri cu experiență în CHD. Sedarea sugarilor mai mici

de șase luni poate fi obținută permițându-le să adoarmă

natural dupa hrănire. [11,12]. Copilul este dezbrăcat, se

montează electrozi ECG și un senzor de saturație a

oxigenului, apoi este alimentat. De îndată ce copilul

începe să adoarmă, este înfășat sau înfășurat într-un

dispozitiv de imobilizare, se va asigura protecția

împotriva zgomotului și este plasat pe masa scanerului.

Cu această tehnică de "hrănire, înfășare și somn", pot fi

obținuți timpi de scanare de 30-60 de minute. Totuși

această abordare nu permite apnea pentru a reduce

artefactele de mișcare. Întrucât examinarea poate fi

compromise de trezirea prematură, protocolul de

examinare va trebui adaptat pentru a răspunde

întrebărilor clinice prioritare.

Alternativ, sedarea profundă poate fi realizată cu o

varietate de medicamente (de exemplu, pentobarbital,

propofol, fentanil, midazolam și agenți inhalatori). In

acest caz trebuie să se acorde o atenție deosebită

menținerii respirației spontane sub supravegherea unei

echipe experimentate de anestezie. Principalele

dezavantaje ale acestei abordări sunt căile respiratorii

neprotejate și dependența de efortul respirator spontan,

cu riscurile asociate de aspirație, obstrucție a căilor

respiratorii și hipoventilație. O mască laringieană poate

fi utilizată împreună cu sedarea profundă pentru a

reduce riscul de aspirație. Din punctul de vedere al

calității imaginii, artefactele date de mișcările

respiratorii pot reduce claritatea. Cu toate acestea,

imaginile obținute la pacienții sedați, cu respirație liberă

sunt deseori de calitate diagnostică, deoarece frecvența

respiratorie tinde să fie constantă și se pot utiliza tehnici

de compensare a mișcărilor respiratorii disponibile în

mod obișnuit.

Din cauza acestor preocupări privind siguranța și

problemele legate de calitatea imaginii, unele instituții

preferă să efectueze sedare utilizând anestezie generală

cu ventilație mecanică și intubație endotraheală.

Această abordare asigură în mod constant o sedare

adecvată, protejează căile respiratorii și oferă controlul

ventilației. Artefactele date de mișcările respiratorii pot

fi eliminat prin suspendarea ventilației pentru perioade

scurte (15-60 secunde) în combinație cu blocare

neuromusculară. Comparativ cu sedarea profundă,

anestezia generală tinde să necesite un personal mai

specializat și resurse de echipament mai mari (de

exemplu, un aparat de anestezie compatibil cu

rezonanță magnetică (MR)). Atât strategiile de sedare


Page 3 of 31

profundă, cât și cele de anestezie generală pentru CMR

s-au dovedit a avea un profil de siguranță bun în această

populație fragilă de pacienți [13-18]. Trebuie să existe un

echipament compatibil MR folosit pentru a monitoriza

ritmul cardiac, saturația oxigenului, tensiunea arterială,

dioxidul de carbon expirat și temperatura corpului. În

imediata vecinatate a locului de examinare trebuie s

existe un cart de resuscitare echipat corespunzător și un

plan de gestionare a situațiilor de urgență pentru mediul

MR ar trebui să fie disponibil. Pentru a maximiza

siguranța pacientului și calitatea examinării, este

recomandat ca furnizori diferiți de asistență medicală să

fie responsabili pentru supravegherea aspectelor

imagistice și a celor de sedare / anestezie ale studiului și

ambele să comunice strâns între ele.

Substanțe de contrast pe bază de gadolinium Substanțele de contrast intravenos pe bază de gadoliniu

(GBCA) sunt administrate de obicei la pacienți cu CHD de

toate vârstele pentru angiografie și pentru evaluarea

perfuziei și viabilității miocardice. Acești agenți sunt

adesea utilizați "off-label" la copii deoarece mai mulți

dintre aceștia nu sunt aprobați de către agențiile de

reglementare, cum ar fi Administrația SUA pentru

Alimente și Medicamente sau Agenția Europeană pentru

Medicamente, pentru pacienții de vârstă pediatrică.

Incidența evenimentelor adverse legate de GBCA atât la

adulți cât și la copii este foarte scăzută [14,19-21].

Marea majoritate a acestor reacții sunt ușoare și includ

senzație de rece, căldură sau durere la locul injectării;

greaţă; vărsături; cefalee; parestezii; ameţeală; și

mâncărime. Reacțiile anafilactoide severe care pun viața

in pericol sau reacții non-alergice anafilactice sunt

foarte rare (0,001% până la 0,01%) [22]. Nu există dovezi

care să indice nefrotoxicitatea la dozele aprobate.

Administrarea GBCA la pacienții cu insuficiență renală

acută sau boală renala cronică severă este asociată cu

dezvoltarea fibrozei sistemice nefrogenice (NSF), o

afecțiune rară și gravă care implică fibroza primară a

pielii și a țesutului subcutanat, dar care poate implica și

plămânii, esofagul, inima și mușchii scheletici. Pacienții

cu o rată de filtrare glomerulară estimată <30 ml / min /

1,73 m2 sunt considerați la cel mai înalt risc. Astfel, toți

pacienții care sunt candidați pentru administrarea GBCA

trebuie să fie examinați pentru disfuncție renală și, dacă

sunt identificați, trebuie consultate cele mai recente

ghiduri instituționale sau naționale privind utilizarea

GBCA [22,23]. Există doar un număr mic de cazuri

raportate de FSN la copii (mai puțin de 20 în 2010),

dintre care cel mai mic a fost în vârstă de 8 ani [24,25], și

toate au avut disfuncție renală semnificativă [22]. Nu au

fost raportate cazuri de NSF la prematuri sau nou-

născuții la termen, în ciuda funcției renale imature și a

unei rate de filtrare glomerulară estimate care pot fi

<30ml/min/1,73 m2 [25]. În consecință, se recomandă

prudență și o evaluare atentă a beneficiilor și a riscului,

atunci când se administrează GBCA la nou-născuți și

sugari [22,23], dar exista o interdicției.

Puterea câmpului magnetic Majoritatea examinărilor CMR se efectuează pe

scannerele de 1,5 T sau 3 T. În general, 3 T oferă un

raport semnal-zgomot mai mare și, prin urmare, permite

o rezoluție spațială mai bună, ceea ce este în mod

special de dorit la pacienții mai tineri, mai mici. Acest

semnal mai puternic și timpul de relaxare longitudinal

mai lung (T1), la 3T, conduce de obicei la performanțe

clinice îmbunătățite ale angiografiei coronariene,

angiografiei cu contrast, marcării (taggin) miocardice și

secvențelor imagistice de perfuzie miocardică. Cu toate

acestea, imagistica MR la 3T are, în mod inerent, mai

multe artefacte rezonanță închisă (neomogenitate câmp

B0) și artefacte de umbrire dielectrice (neomogenitatea

câmpului B1). Acești factori se traduc în artefacte

semnificative de tip bandă întunecată (”dark band

artefacts”) și la pierderea contrastului tisular în

secvențele cu impulsuri de precesie liberă la starea de

echilibru (SSFP) precum și la pierderea semnalului pe

secvențele de tip echo spin care, pierderi imprevizibile

[26]. Strategiile de reducere a unora dintre aceste

artefacte sunt în curs de evaluare [27]. Este, de

asemenea, de remarcat faptul că dispozitivele metalice

implantate (de exemplu, firele sternale, stenturile,

ocluderii septali și bobinele de ocluzie vasculară) sunt

întâlnite frecvent la pacienții cu CHD menționați pentru

CMR [28]. Pierderile de semnal datorate device-urilor

produsă de efecte de tip T2 * sunt de obicei mai

pronunțată la intensități mai mari ale câmpului. Mai

mult, informațiile referitoare la compatibilitatea CMR

pentru dispozitive sunt mai frecvent disponibile la

campuri de 1,5 T decât pentru 3 T.

Tehnici CMR comune în CHD (module) Această secțiune se concentrează numai pe tehnicile

CMR consacrate care sunt utilizate în mod obișnuit în

întreaga comunitate CMR și sunt disponibile la toți

producătorii de scanere. Autorii recunosc cu ușurință că

aplicațiile mai noi, cum ar fi măsurarea fluxului 3D

phase-contrast, imagistica în timp real și 3D, și agenții de

contrast din patul vascular pot fi utile atunci când se

efectuează CMR la pacienții cu CHD.


Page 4 of 31

Spin echo Secvențele de impulsuri de echo-spin sunt utilizate în

mod tipic în CMR pentru a genera imagini în care

sângele care curge pare întunecat și țesuturile mai

staționare apar ca nuanțe variabile de gri sau alb (Figura

1). Cele mai comune variante ale acestei tehnici sunt fast

(turbo) spin echo (nume comerciale: TSE, Siemens, FSE,

General Electric, TSE, Philips) și single shot fast (turbo)

spin echo (nume comercial: HASTE, Siemens; , General

Electric, SSTSE, Philips). Ambele versiuni utilizează, de

obicei, ECG-triggering, pentru a compensa mișcarea

cardiacă și impulsuri de preparare pentru a suprima

semnalul din sânge și pentru a îmbunătăți contrastul

imaginii. Miscarea respiratorie poate fi rezolvata prin

apnee, obtinandu-se valori medii multiple de semnal, cu

utilizarea de trigger respirator sau cu sincronizare de tip

navigator-gating. Folosind umplerea spațiului k printr-o

transformare semi-Fourier, tehnica single-shot oferă

toate datele pentru a obține o imagine într-o singură

bătaie a inimii fiind astfel eficientă în timp. Tehnica fast

spin echo colectează date pentru o imagine în mai multe

cicluri cardiace și necesită astfel mai mult timp decât

tehnica single shot, dar produce imagini cu rezoluție mai

mare.

Spre deosebire de tehnicile cine gradient echo, imaginile

de tip spin echo sunt de obicei obținute în timpul unei

singure parți a ciclului cardiac și nu descrie mișcarea;

acestea sunt utilizate în mod obișnuit pentru a furniza

informații anatomice. Principalul lor avantaj față de

imagistica dinamică (cine) este că ele sunt mai puțin

susceptibile la artefacte cauzate de fluxul turbulent și

implanturile metalice, cum ar fi firele sternale, ocluderii

septali, stenturile și bobinele de ocluzie vasculară (Figura

2). În plus, poate fi obținută o grosime mai redusă a

secțiunii (≈ 2 mm), ceea ce poate fi util în special la

pacienții mai mici. Secvențele de tip fast spin echo pot fi

modificate pentru a schimba contrastul imaginii (de

exemplu, ponderarea T1 și T2 și supresia grăsimii),

ajutând la caracterizarea compoziției țesuturilor.

Pentru pacienții mai mici, operatorul ar trebui să

utilizeze o dimensiune mai mică a voxelului (ajustând

atât rezoluția în plan, cât și grosimea secțiunii) pentru a

asigura o rezoluție spațială adecvată (Tabelul 1). Dacă

este nevoie, reducerea raportului semnal-zgomot care

rezultă poate fi compensată prin utilizarea mai multor

medii ale semnalului (NEX). Achiziția datelor ar trebui să

fie fixată pentru porțiunea din ciclul cardiac în care inima

are cea mai mică mișcare (adică perioada de repaus)

pentru a minimiza neclaritatea. La frecvențe cardiace

mai mici, perioada de repaus este adesea la jumătatea

Figura 1 Spin echo și gradient echo cine. Pacient de 63 de ani care a

beneficiat de corecția chirurgicală a coarctației de aortă. Imaginile

sunt orientate paralel cu axul lung al arcului aortic obținute în

diastolă. A. Secvență fast spin echo cu trigger ECG, obținută cu un cu

un impuls de preparare cu dublă inversie pentru supresia semnalului

din sângele care curge. De notat că semnalul rezultat al sângelui este

întunecat (negru). B. Secvența cine de tip steady state free precesion

cu sincronizare ECG. De notat ca semnalul sangelui este alb

Figura 2 Artefact determinat de un coil din oțel inoxidabil. Pacient de 17 ani cu dextrocardie, ventricul drept de dublă cale de ieșire și stenoză

pulmonară care a suferit o operație Rastelli și o implantare percutană a unui coil metalic pentru a închide o vena cavă superioară superioară stânga

care se drena în atriul stâng. Secvență steady state free precession cu sincronizare ECG achizitionată într-un plan coronal (A) și în plan axial (B), care

demonstrează lipsa de semnal în jumatatea superioara a toracelui (săgeată), produsă de coil. Zona de pierdere a semnalului este de câteva ori mai

mare decât bobina coil-ul și maschează o porțiune din artera pulmonară stângă. (C) prezintă o cu achiziție cu sincronizare ECG de tip fast spin echo

cu un impuls de preparare cu dublă inversiune obținută în diastola cu o dispoziție similară ca în (B) Cu această secvență, extensia artefactului este

redusă, iar artera pulmonară stângă este mai clar vizualizată.


Page 5 of 31

diastolei; în timp ce la frecvențe mai mari cardiace (> 90-

100 bpm) poate fi telesistolică. Secvențele de tip fast

spin echo, concepute pentru frecvențele cardiace

observate la adulți, obișnuiesc să obțină date la fiecare

bătaie de inimă sau la fiecare a doua și astfel timpul de

repetare (TR) este egal cu 1 sau 2 intervale R-R. La

frecvențe mai mari ale inimii, intervalul R-R devine mai

scurt și timpul dintre achiziția datelor scade, rezultând

mai puțin timp pentru recuperarea longitudinală a

semnalului și, prin urmare, o calitate mai scăzută a

imaginii. Pentru frecvențe mai mari de 100 bpm, poate fi

utilă compensarea acestui efect prin obținerea datelor la

fiecare a treia sau a patra bătaie. Frecvențe cardiace mai

mari sunt, de asemenea, însoțite de mișcări cardiace mai

rapide. Cu secvențe fast spin echo, numărul de ecouri în

timpul achiziției (lungimea trenului de ecou) poate fi

micșorat pentru a reduce durata de achiziție a imaginii și

a evidenția mai bine structurile care se mișcă rapid. La

unele implementări ale imagisticii spin echo pulsul de

pregătire a supresiei sângelui poate deveni ineficient la

frecvențe mai rapide ale inimii, iar sângele va apărea mai

luminos. În final, impulsul de preparare a supresiei

sângelui nu va fi eficient după administrarea GBCA;

astfel, în majoritatea protocoalelor care evaluează

anatomia, secvențe de ecou de spin trebuie efectuate

înainte de administrarea substanței de contrast.

Gradient echo cine Secvențele de tip puls gradient echo cine generează

imagini în care sângele curge apare luminos alb(Figura

1). Prin utilizarea sincronizăriiECG, se produc mai multe

imagini, în întreag ciclul cardiac, care pot fi afișate în

format loop cine (continuu) pentru a vizualiza mișcarea,

unul dintre principalele avantaje față de secvențele spin

echo. Artefactele datorate mișcării respiratorii pot fi

minimizate prin utilizarea apneii (preferată atunci când

este posibil) sau prin folosirea 2-4 medii de semnal NEX

cu pacientul respirand liber. În practica clinică, această

secvență de imagini este adesea prescrisă peste

anatomia de interes pentru a obține un teanc de secțiuni

transversale care pot fi afișate într-un format multi-

locațional, multifazic.

Imagistica cine gradient echo poate fi efectuată folosind

o secvență standard de impuls spoiled gradient echo

gradient sau secvențele SSFP dezvoltate ulterior (nume

comerciale: TrueFISP, Siemens, FIESTA, General Electric,

balanced-FFE, Philips). Imagistica SSFP este mai rapidă și

oferă un contrast superior între sânge și miocard în

comparație cu imagistica echo gradient standard și este,

prin urmare, mai frecvent utilizată. Secvența SSFP este

de asemenea relativ mai puțin sensibilă la tulburările de

flux cauzate de jeturile stenotice sau regurgitante. Cu

toate acestea, este mai predispusă și la artefacte date de

Tabel 2 Cine steady-state free precession

Sugar/Copil mic Copil mare/adult

In-plane resolution (mm) 1.2-2.0 1.5-2.5

Grosime slice (mm) 4-6 5-8

Inter slice gap (mm) 0-2 0-4

Respiratory compensation Free-breathing Breath-holding Breath-holding

Number of signal averages 3 1 1

Reconstructed phases per R-R interval 20-30

ECG Gating Retrospectiv

Tabel 1 Fast (turbo) spin echo

Sugar/Copil mic Copil mare/adult


Grosime slice (mm) 2-3 4-6

Echo train length 12-24 16-32

Image acquisition timing 3-4 R-R 1-2 R-R

Respiratory compensation Free-breathing Breath-holding Breath-holding

Number of signal averages 3 1-2 1

Trigger delay Diastola sau sistola Diastola


Page 6 of 31

inomogenități în câmpul magnetic (B0) cauzate de

shimming suboptimal sau de dispozitivele feromagnetice

implantate. Astfel, secvențele gradient echo standard

pot fi preferate pentru vizualizarea jeturilor de curgere

sau a imaginii în apropierea dispozitivelor implantate,

cum ar fi stenturile și valvele mecanice.

Când sunt examinate structuri mici la pacienții mai

tineri, rezoluția spațială ar trebui să fie crescută în mod

corespunzător (Tabelul 2). Modificările necesare pentru

a realiza acest lucru (de exemplu, mărime matrice,

câmpul de vizualizare FOV mai mic, grosime mai mică a

secțiunii) vor prelungi timpul de ecou (TE). Odată ce TE

devine> 2 ms și TR> 4 ms, calitatea imaginii SSFP adesea

se deteriorează. Se poate mări dimensiunea matricei

numai în direcția de codare a fazei pentru a îmbunătăți

rezoluția fără a prelungi TE, dar acest lucru se face în

detrimentul creșterii timpului de achiziție. Astfel, trebuie

realizat un echilibru atent între rezoluția spațială, timpul

de achiziție și calitatea imaginii. În mod alternativ, unele

centre preferă să obțină secvențe gradient echo

standard dar cu rezoluție mare, fără apnee și cu medii

multiple de semnal NEX multiplu.

Angiografia prin rezonanță magnetică cu

substanță de contrast Angiografia prin rezonanță magnetică (MRA), utilizând

un GBCA administrat intravenos, poate produce un set

de date tridimensionale (3D) de înaltă rezoluție și

contrast a întregii vasculaturi a toracelui într-un timp de

scanare scurt, de obicei mai puțin de 30 de secunde

(Figura 3). Deoarece CHD sunt frecvent asociat cu

anomalii vasculare toracice, această tehnică este adesea

folosită în protocoalele CMR pre și postoperatorii. Au

fost publicate studii care demonstrează utilitatea și

acuratețea MRA la pacienții cu CHD pentru examinarea

aortei și a ramurilor sale, arterelor pulmonare, venelor

pulmonare, venelor sistemice, colateralelor

aortopulmonare și venovenoase, șunturilor arteriale

sistemice-pulmonare, conduitelor și grefelor vasculare

[29-34]. Datele 3D generate de MRA sunt potrivite

pentru afișajele de postprocesare cu randare volumică

care pot îmbunătăți înțelegerea relațiilor spațiale

complexe și sunt mai ușor de înțeles pentru specialiștii

non-CMR (Figura 3). Cu toate acestea, este esențial ca

datele sursă să fie examinate cu atenție de medicul

raportor examinator, deoarece informațiile anatomice

pot fi omise sau distorsionate de algoritmul de realizare

a volumului.

Atunci când este posibil, MRA ar trebui să fie efectuată

în apnee pentru a minimiza artefactele date de mișcarea

respiratorie [35]. La pacienții mai mici, trebuie să se

asigure că rezoluția spațială, atât în plan, cât și în

grosimea partiției, este suficientă. De obicei este

utilizata o doză de substanță de contrast de 0,1-0,2mmol

/kg. Delay-ul dintre începerea injectării contrastului și

obținerea datelor va influența ce structuri vasculare vor

fi vizualizate.

Acest interval poate fi determinat printr-o metodă

fluoroscopică MR care permite vizualizarea în timp real a

sosirii bolusului de contrast în regiunea vizată, printr-o

testare prealabilă cu o cantitate mai mică de contrast

sau prin detectarea automată a bolusului. Deoarece

efectul agentului de contrast persistă chiar și în timpul

recirculației, două sau trei achiziții secvențiale de date

Tablel 3 Secvențe 3D cu sincronizare respiratorie si eCG (navigator)

Sugar/copil mic Copil mare/adult

Isotropic resolution (mm3) 1.2-1.5 1.3-2.0

Navigator window (mm) 3 5

Image acquisition duration (ms) 40-60 80-150

Trigger delay Telesistolic sau medio-diastolic Medio-diastolic

Figura 3 Angiografie RMN cu contrast. Un pacient de 9

ani cu retur venos pulmonar partial aberant al venei

pulmonare stangi superioare (săgeata) în vena

innominată stangă. Angiografia RMN cu imagini în plan

coronal, de tip MIP (maximum intensity projection)-

(A) și volume rendering (B).


Page 7 of 31

MRA sunt utile pentru a asigura vizualizarea tuturor

vaselor. Mai recent, tehnicile de accelerare a imaginii au

fost aplicate pentru a scurta timpul de achiziție la 2-5

secunde, permițând astfel achiziționarea mai multor

seturi de volume 3D, pe măsură ce agentul de contrast

trece prin circulație producând un MRA [36-39] dinamic

în timp ("time resolved"). Adesea este utilizata o doză

mai mică de contrast (0,05-0,1 mmol / kg). Această

abordare are mai multe potențiale avantaje: 1)

observarea pasajului contrastului poate avea avantaje

diagnostice; 2) timpii de achiziție sunt mai puțin critici,

deoarece se obțin mai multe seturi volumice, pe măsură

ce contrastul trece prin circulație și 3) tehnica are mai

puțină sensibilitate la artefactatele determinate de

mișcările respiratorii. Principalul dezavantaj al acestei

tehnici este că scăderea timpului de achiziție este de

obicei realizată prin scăderea rezoluției spațiale care

poate afecta acuratețea diagnosticului, în special la

pacienții mai mici. În plus, sub-eșantionarea

(undersampling-ul) spațiului k utilizat pentru a accelera

achiziția poate duce la artefactarea imaginilor.

Atât tehnicile MRA cu contrast standard, cât și cele

dinamice în timp, nu utilizează sincronizare ECG; prin

urmare, mișcarile din ciclul cardiac determină

estomparea, în special a rădăcinii aortice, a arterelor

coronare și a structurilor intracardiace. Un alt dezavantaj

este că utilizarea GBCA presupune un anumit risc de

reacții adverse (vezi mai sus).

Secvențe 3D SSFP cu sincronizare respiratorie

(navigator) și ECG În implementarea sa tipică, tehnica 3D SSFP cu gating-

ECG și navigator-gating respirator oferă un set de date

anatomice 3D cu un voxel izotrop de aproximativ 1,2-

2,0 mm fără utilizarea unui agent de contrast (tabelul 3).

Utilitatea și validarea acestei tehnici au fost raportate la

pacienții cu CHD [40-42]. Utilizând triggerul ECG,

achizitia de date este limitată la una sau două regiuni ale

ciclului cardiac, reducând astfel voalarea dată de

mișcarea cardiacă. Anatomia intracardiacă și arterele

coronare pot fi astfel vizualizate mai clar decât utilizând

MRA. Secvența 3D SSFP se realizează in respirație liberă.

Miscarile respiratorii sunt compensate prin achiziția

datelor în expir, cu gating respirator, utilizând un fascicul

navigator care urmărește diafragmul. Această abordare

permite îmbunătățirea rezoluției spațiale, inclusiv a

dimensiunii voxelilor izotropi, deoarece timpul de

scanare nu este limitat la durata unei singure apnei.

Proprietatea izotropică a datelor anatomice permite

reformatarea arbitrară în orice plan de imagistic dorit în

timpul elaborarii raportului, fără pierderea rezoluției

(Figura 4).

Figura 4 3D steady-state free precession. Un pacient cu transpoziție de vase mari care a suferit o operație

Senning. S-a utilizat o secvență 3D SSFP cu sincronizare ECG si respiratorie pentru a genera un volum 3D cu

rezolutie izotropica de 1.5 mm in medio-diastolă. Eficiența navigatorului a fost 45% iar timpul de examinare

de 6 minute. Reconstrucțiile multiplanare ale acestui volum permit o evaluare complexă a morfologiei

cardiace și a marilor vase, inclusiv a procedurii operatorii (A, B și C).


Page 8 of 31

Secvența 3D SSFP are patru dezavantaje principale. În

primul rând, timpul de achiziție este relativ lung, de

obicei aproximativ 7-10 minute, timp în care pacientul

trebuie să fie absolut nemișcat. Copiii mai mici pot avea

dificultăți la acest nivel de cooperare. În al doilea rând,

secvența este foarte susceptibilă la artefacte cauzate de

fluxul turbulent și neomogenitatea câmpului magnetic,

cum ar fi cea cauzată de prezența stenturilor sau a altor

implanturi feromagnetice.

Prin urmare, stenozele sau regurgitarile vasculare și

structurile din jurul stenturilor pot fi uneori interpretate

greșit. În al treilea rând, datele sunt limitate la una sau

două părți ale ciclului cardiac, ceea ce nu permite

evaluarea mișcării cardiace și vasculare. În cele din

urmă, la fel ca și în cazul altor tehnici cu sincronizare

ECG, calitatea imaginii va suferi atunci când pacientul

are un ritm cardiac neregulat. În astfel de cazuri,

generarea de serii de imagini subțiri de tip localizator

SSFP în planurile cardinale în timpul unei apnei sau în

respirație liberă cu 2-3 NEX poate fi o alternativă utilă.

O versiune a 3D SSFP este, în general, tehnica de elecție

pentru evaluarea arterelor coronare la pacienții cu CHD

(Figura 5) [43-46]. În acest scop, în special, achiziția de

date trebuie să se limiteze la perioada de repaos a

ciclului cardiac (cu cea mai mică mișcare) pentru a

minimiza estomparea acestor structuri mici și cu mișcare

rapidă.

Perioada de repaus cardiac este aleasă prin examinarea

unei secvente cine de înaltă rezoluție temporală a inimii

(≥50 imagini pe ciclu cardiac), de obicei o secțiune în 4

camere și identificarea adecvată a declanșării trigger-

ului și a duratei achiziției. Pacienții tineri vor avea, de

obicei, frecvențe cardiace mai rapide și, prin urmare,

necesită o durată de achiziție mai scurtă. Mai mult, la

frecvențe cardiace mari (> 90-100 bpm) perioada optimă

repaus poate fi în telesistă. Dacă un pacient are

dificultăți în a sta nemișcat în timpul scanării și obiectivul

principal al diagnosticului este de a vizualiza arterele

coronare proximale (de exemplu, suspiciune de origine

anormală a unei artere coronare), poate fi utilă

Figura 6 Secțiuni ventriculare. Diagrama ilustrează o

abordare a planificării secțiunilor ventriculare standard

(coloana din dreapta), bazată pe utilizarea secțiunilor

în alte două planuri(coloanele din stânga și din mijloc).

Rețineți că pentru secțiunile 4C, LV 2C și LV 3C, planul

imagistic este poziționat cu atenție pentru a trece prin

vârful LV și intersectează planul valvei mitrale. LV,

ventriculul stâng; RV, ventricul drept; RVOT, tractul de

ejecție ventricular drept; SA, ax scurtă; 2C, cu 2

camere; 3C, 3- camere; 4C, 4 camere.

Figura 5 Angiografie RM coronariană. Pacient cu

origine aberantă a arterei coronare drepte din sinusul

Valsalva aortic stâng. Coronarografia a fost efectuată

utilizând secvențe 3D SSFP cu sincronizare ECG si

respiratorie în perioada de repaus diastolic a ciclului

cardiac. Reconstrucțiile multiplanare în axul scurt la

nivelul rădăcinii aortei au produs această imagine


Page 9 of 31

scurtarea duratei de scanare prin folosirea unui câmp de

scanare mai mic, țintit la nivelul rădăcinii aortei, și nu

unul ce acoperă întregul cord.

Ventriculografia Ventriculografia CMR generează imagini dinamice ale

ventriculilor care permit calcularea volumului

ventricular, a masei și a fracției de ejecție, precum și

evaluarea mișcării regionale a pereților. Este o aplicație

specializată a secvențelor de gradient eco descrise mai

sus. CMR este considerat pe scară largă standardul clinic

de referință pentru ventriculografie. Este deosebit de

util în situațiile în care ecocardiografia are limitări

semnificative, cum ar fi la pacienții cu fereastră acustică

slabă și în evaluarea ventriculului drept sau a

ventriculului unic. Este o componentă esențială a

evaluării funcționale CMR la pacienții cu CHD.

Pe lângă punctele tehnice menționate în secțiunea

destinata imagisticii gradient eco, este importantă

utilizarea retrospectivă, mai degrabă decât prospectivă,

a sincronizării ECG, astfel încât să se evalueze întreaga

diastolă a ciclului cardiac. Atunci când este posibil, se

recomandă examinarea în apnee, de preferință în expir,

deoarece poziția diafragmului tinde să fie mai constantă

de la o respirație la alta [47,48]. Achizițiile paralele sau

tehnicile parțiale Fourier pot fi utilizate pentru a reduce

durata apneii, dar în detrimentul calității imaginii (de

exemplu, un raport semnal-zgomot mai mic). Alternativ

poate fi efectuată o examinare cu pacientul respirând

Figura 7 Planificarea ventriculografiei. O serie axială de imagini cine pentru ventriculografie este planificată ajustând

poziția slice-urilor atât pe secțiunile în plan coronal cât și sagital (rândul de sus). O serie de secțiuni cine în ax scurt

pentru ventriculografie este planificată ajustând poziția slice-urilor pe secțiunile tetracamerale (4C) și bicamerale (2C)

în diastolă (rândul de jos). Notați că atât seriile axiale cât și cele în ax scurt sunt planificate astfel încât să asigure

acoperirea completă a ambilor ventriculi. În acest exemplu în ax scurt secțiunile sunt orientate perpendicular pe

septul ventricular în secțiunea 4C și se are grijă să fie acoperită inclusiv porțiunea anterioară a ventriculului drept

dilatat care se extinde deasupra planului valvei tricuspide. O metodă alternativă de planificare a secțiunilor în ax scurt

este de a orienta secțiunile paralel cu planul valvei atrioventriculare pe secțiunea 4C (nu este prezentată)


Page 10 of 31

liber, acesta fiind instruit să respire regulat si superficial ,

cu NEX multiplu (2-4). O atenție adecvată în alegerea

unei rezoluții temporale corecte este esențială pentru a

descrie în mod adecvat mișcarea cardiacă și pentru a

capta faza telesistolică a ciclului cardiac. Secvențele cine

CMR utilizează adesea partajarea de vizualizare (numită

și partajarea ecoului) pentru a mări rezoluția temporală

aparentă prin undersampling-ul datelor din k-space

pentru anumite cadre și utilizarea datelor din cadre

adiacente pentru a umple datele lipsă [49]. Deși aceste

cadre interpolate produc o mișcare cardiacă clară,

acestea nu măresc rezoluția temporală reală a secvenței,

care poate fi calculată ca produs al TR și liniilor pe

segment (numite și views per segment sau factor turbo

field echo (TFE)). Se recomandă obținerea a cel puțin 15

imagini ne-interpolate în timpul ciclului cardiac (interval

R-R / ( TR•linii pe segment) ≥ 15). La frecvențe cardiace

mai mari, observate în mod obișnuit la copiii mici, acest

lucru va necesita scăderea numărului de linii pe segment

pentru a menține o rezoluție temporală adecvată.

Planurile de examinare pentru ventriculografie trebuie

planificate cu atenție și trebuie să includă următoarele

(Figura 6): 1) Secțiune în 4 camere (ax lung orizontal) 2)

Secțiune în 2 camere (VS ax lung vertical); 3) Secțiune

tricamerală ventriculară stângă, incluzând inflow-ul

mitral si tractul de ejecție ventricular stâng; (4) Secțiune

tricamerală ventriculară dreaptă, incluzând inflow-ul

tricuspidian și tractul de ejecție ventricular drept și 5)

Figura 8 Trasarea contururilor ventriculare. Diagrama demonstrează trasarea contururilor encdocardice

ventriculare stângi și drepte în telediastolă. Imaginile pot fi achizitionate într-un plan de ax scurt

ventricular (A și B) sau în plan axial (C și D). Există diferențe de abordare cu privire la includerea

mușchilor papilari și a trabeculațiilor ventriculare drepte, fie excluzandu-le (A și C) fie incluzându-le (B și

D) în patul vascular.


Page 11 of 31

secțiuni contigue care cuprinde complet ambii ventriculi

( Figura 7).

Datele din seria de secțiuni ventriculare sunt utilizate

pentru a calcula volumul ventricular tele-diastolic,

volumul tele-sistolic, volumul bătaie, fracția de ejecție și

masa miocardică folosind metoda sumării discurilor.

Dacă ne așteptăm ca pacientul să aibă o toleranță

limitată pentru examinare, prioritar trebuie să se

efectueze achiziția seriei ventriculare.

Există variații de practică în ceea ce privește orientarea

seriei ventriculare. Unele centre preferă să o prescrie în

planul axului scurt ventricular, paralel cu planul valvei

atrioventriculare sau perpendicular pe septul ventricular

(utilizând ca axe de referință secțiunile în ax lung), iar

altele preferă să prescrie un plan axial (Figura7) [50-55].

Mai mult, sunt centre care fac achiziții în ambele planuri-

ax scurt și axial sau două seturi de achiziții în axul scurt -

unul orientat paralel cu planul valvei mitrale și unul

orientat paralel cu planul valvei tricuspide, deoarece

acestea pot fi decalate, in mod particular când există

dilatare ventriculară dreaptă. Principalele avantaje ale

achiziției in plan axial comparativ cu cel in axul scurt

includ 1) planificarea simplă în special la pacienții cu

morfologie ventriculară complexă, 2) identificarea mai

ușoară a limitei atrioventriculare în timpul post-

procesării și 3) acoperirea anatomică mai bună a

structurilor non-ventriculare (de exemplu, atriile).

Printre dezavantajele sale sunt 1) dificultatea de a

evalua mișcarea parietală segmentară a ventriculului

stâng folosind ghidurile existente și 2) o evaluare

limitată a masei ventriculare deoarece marginile

epicardice și endocardice ale peretelui diafragmatic

cardiac nu sunt clar definite. Indiferent de abordare,

este esențial ca întregul ventricul să fie inclus în seria de

imagini. Pentru orientarea în ax scurt, utilizarea

secțiunilor tetracamerale poate arăta necesitatea

extinderii seriei deasupra planului valvei tricuspide la

pacienții cu ventricul drept dilatat (Figura 7).

Seria de imagini ventriculare este de obicei analizată

prin definirea contururilor endocardice și epicardiace cu

ajutorul aplicațiilor software (Figura 8). Examinarea

sincronă a imaginilor obținute în ax scurt cu cele

obținute în ax lung și analiza cineticii parietale în

secvențele cine vor facilita determinarea precisă a

planului valvelor atrioventriculare și semilunare [56,57].

Figura 9 Efectul aliasingului asupra măsurătorilor fluxului cu contrast de fază CMR (PC CMR). Pacient în vârstă de șaisprezece ani cu Tetralogie Fallot corectată chirurgical și stenoză ușoară a valvei pulmonare. PC CMR a fost efectuată în trunchiul arterei pulmonare, cu intervalul de viteză (VENC) setat incorect la 200cm/ sec (rândul de sus) și apoi cu VENC setat corect la 300cm/sec (rândul de jos). Sunt afișate Imaginile de magnitudine (A, D) și de fază (B, E) în sistolă, și curbele de curgere (C, F) rezultate din analiza regiunii de interes (contur galben). Deoarece viteza de vârf este de 260 cm/sec, aliasingul (B) și subestimarea debitului (C) sunt observate la un VENC de 200 cm/sec, dar nu la unul de 300 cm/sec (E și F).


Page 12 of 31

În absența hipertrofiei ventriculare drepte, limita

epicardică a pereților subțiri ai ventriculului drept, poate

fi dificil de detectat. Atunci când ventriculul stâng se află

în poziția sa sistemică normală, masa septului

ventricular este considerată ca parte a masei

ventriculare stângi totale. Când ventriculul drept se află

în poziția sistemică, nu există un consens cu privire la

care ventricul ar trebui alocată masa septală. La pacienții

cu tulburare de conducere ventriculară, relativ frecvent

intîlnită la pecienții cu CHD, telesistola și telediastola

(adică momentul în ciclul cardiac) pot fi diferite pentru

ventriculul drept și stâng și ar trebui selectate

independent pentru a obține respectiv volumele minime

și maxime. Există variații de practică în ceea ce privește

includerea mușchilor papilari și a trabeculelor

ventriculului drept cu scopul de a le exclude din patul

vascular și de a le cuantifica în masa ventriculară (Figura

8) [58-61]. Conturând aceste structuri se va obține o

scădere a volumelor ventriculare, cu o schimbare mică în

volumul bataie, dar o fracție de ejecție mai mare. Deși

teoretic mai precis, această abordare este consumatoare

de timp în absența unui sistem automat fiabil și poate

reduce reproductibilitatea măsurătorii.

Valori normale privind parametrii ventriculari

determinați prin CMR sunt disponibile atât pentru adulți,

cât și pentru copiii mai mari [50,52,53,62,63]; există încă

o nevoie de date robuste la pacienții cu vârsta mai mică

de 8 ani. Având în vedere variațiile de practică în

metodele de achiziție și analiză a datelor

ventriculografice menționate mai sus, se recomandă ca

abordarea centrului față de aceste aspecte să

corespundă cu cea utilizată în setul de valori normale

selectate drept valori de referință ale centrului. Deși

indexarea volumelor ventriculare la suprafața corporală

este o practică obișnuită, aceasta nu reflectă pe deplin

modificările dimensiunii corpului de la naștere până la

maturitate, deoarece volumele nu variază liniar cu

suprafața corporală [52,64,65]. Astfel, un volum indexat

(de exemplu, volumul end-diastolic de 80 ml / m2) poate

fi normal pentru un adult, dar peste normal pentru un

copil.

Unul dintre punctele forte ale ventriculografiei CMR este

că studiile au demonstrat o reproductibilitate foarte

bună la copii și adulți cu CHD [58,66-69]. Pentru a atinge

acest nivel de calitate și fiabilitate, centrele ar trebui să

mențină o abordare riguroasă și coerentă a examinărilor

și procesării imaginilor. În plus, pentru a optimiza

reproductibilitatea interstudii la pacienții urmăriți

longitudinal, conturarea marginilor ventriculare în

software-ul de analiză ar trebui salvate astfel încât să

poată fi comparate una cu cealaltă cu cele din studiile

ulterioare.

Viteza sângelui și măsurarile de flux Secvențele cine CMR cu codare a velocității în contrast

de fază (PC) reprezintă principala tehnică utilizată pentru

a măsura viteza si volumul fluxului de sange. O descriere

detaliată poate fi găsită în altă parte [70-73]. Pe scurt,

PC CMR se bazează pe principiul că semnalul nucleelor

de hidrogen (cum ar fi cele din sânge) care curg prin

gradiente de câmp magnetic special proiectate

acumulează o schimbare de fază predictibilă și

măsurabilă proporțională cu viteza sa. O puls secvență

PC CMR produce două seturi de imagini cine: imagini de

magnitudine care furnizează informații anatomice și

imagini de fază în care sunt codificate informațiile de

viteza. Pe imaginile de fază, amplitudinea

(luminozitatea) semnalului fiecărui voxel este

proporțională cu viteza medie a fluxului în interiorul

acelui voxel. Viteza maximă într-o singură direcție este

afișată ca fiind cel mai strălucitor alb, viteza maximă în

direcția opusă ca cel mai întunecat negru și viteza zero

ca mediu-gri. Folosind software specializat, se definesc

regiuni de interes în jurul unui vas, iar debitul se

calculează automat din produsul vitezei medii și al ariei

secțiunii transversale.

Măsurarea fluxurilor sanguine reprezintă un element

important al examinării CMR a pacienților cu CHD și au o

Tabelul 4 Secvențe PC CMR pentru determinări cantitative ale fluxului



Slice thickness (mm) 5 6-8

Number of signal averages 3

Reconstructed phases per R-R interval 25-30

Velocity encoding (cm/s) Artery 200, vein 100, atrioventricular-valve inflow 150

Cardiac/respiratory motion Retrospective ECG-gating with free-breathing


Page 13 of 31

varietate de aplicații. Exemplele includ măsurarea

debitului cardiac [74,75], raportul flux pulmonar- flux

sistemic (Qp / Qs) [76-81], perfuzie pulmonară

diferențială [82-85], regurgitarea valvulară [55,86-94],

evaluarea fluxul colateral aortopulmonar [95-97] și

gradientul de presiune [98-101].

Pentru măsurătorile de flux a PC CMR, se preferă

utilizarea gating-ul ECG retrospectiv, mai degrabă decât

prospectiv, astfel încât să se evalueze întreaga parte

diastolică a ciclului cardiac (Tabelul 4). Calitatea

sincronizării ECG trebuie monitorizată cu atenție, în

special în timpul achizițiilor care durează câteva minute.

Dacă ritmul cardiac se modifică semnificativ sau există

triggeri invalizi frecvenți, secvența trebuie oprită și

repetată. Măsurătorile pot fi efectuate fie in respirație

liberă și NEX multipli (2-4) sau, prin scurtarea timpului

de scanare, într-o singură apnee. Timpul redus de

scanare este de obicei obținut prin reducerea rezoluției

temporale și spațiale, precum și prin comutarea mai

rapidă a gradientului - toate acestea putând crește

erorile de măsurare. În plus, pot apărea modificări

fiziologice date de apnee, care modifică măsurătorile

[102-104] și pot impieta interpretarea clinică. Din aceste

motive, autorii recomandă achiziții cu respirație liberă.

Timpul de scanare al acestor măsurători poate fi redus

prin utilizarea tehnicilor de achiziții paralele

[80,105,106].

Măsurătorile precise ale PC CMR necesită o rezoluție

spațială suficientă pentru a evita efectele semnificative

de volum parțial. Mai exact, ar trebui să existe mai mult

de 3 pixeli în diametru sau mai mult de 8 pixeli în

secțiunea transversală a vasului sau valvă cardiacă de

interes [107, 108]. Prescrierea unei rezoluții temporale

adecvate este, de asemenea, esențială, deoarece sub-

sampling-ul va netezi o curbă de flux pulsatilă și va cauza

inexactități. Pentru PC CMR, rezoluția temporală reală

(spre deosebire de rezoluția temporală interpolată) este

egală cu 2 • TR • linii pe segment (liniile pe segment sunt

de asemenea numite views per segment sau factor TFE).

Se recomandă să fie obținute cel puțin 20 de imagini

neinterpolate pe parcursul ciclului cardiac (interval R-R /

(2 • TR • linii pe segment) ≥ 20). La frecvențe cardiace

mai mari, observate în mod obișnuit la copiii mai mici,

acest lucru va necesita scăderea numărului de linii pe

segment pentru a menține o rezoluție temporală

adecvată. În cele din urmă, pentru măsurătorile PC CMR,

operatorul trebuie să stabilească intervalul de viteză

(VENC) înainte de a achiziționa secvența; vitezele care

depășesc acest interval vor determina aliasing și vor fi

false (Figura 9). Se recomandă ca VENC să fie setat la

aproximativ 25% peste viteza maximă așteptată, astfel

încât să se optimizeze intervalul dinamic. Atunci când

viteza sângelui este crescută, cum ar fi în cazul

stenozelor valvulare sau vasculare, alegerea valorii VENC

poate fi ghidată de informații de la o ecocardiografie

recentă. În cazul în care apare aliasing, măsurarea

trebuie repetată folosind o viteză mai mare sau datele

pot fi redimensionate, cu utilizarea precaută a software-

ului de postprocesare.

Poziționarea atentă a planului de evaluare PC CMR este

esențială pentru măsurarea precisă a vitezei și debitului.

Planul trebuie să fie strict perpendicular pe orientarea

vasului sângelui sau a valvei folosind două planuri

ortogonale de planificare pentru a minimiza efectele

volumului parțial (Figura 10) și direcția de codare a

vitezei ar trebui să fie setată pe direcția planului. Vasul

de interes trebuie să fie cât mai aproape de izocenterul

scanerului pentru a maximiza fidelitatea gradientului

(Figura 11). Acest lucru este realizat prin planificarea

planului astfel încât centrul imaginii să fie la același nivel

cu cel al vasului în direcția supero-inferioară. Scanerul va

mișca apoi masa astfel încât centrul planului imagistic, și

implicit vasul, să fie aproape de izocentrul scanerului.

Trebuie evitată plasarea planului imagistic în zonele cu

flux turbulent, deoarece acest flux poate duce la pierderi

de semnal și inexactități. În mod similar, se recomandă

poziționarea planului imagistic la distanță de

dispozitivele implantate feromagnetice, deoarece

acestea perturbă gradienții câmpului magnetic.

Există anumite incertitudini și variații de practică în ceea

ce privește amplasarea optimă pentru măsurarea

debitului valvei semilunare. O poziție mai apropiată de

inelul valvular are avantajele unui de flux mai puțin

variabil, un impact redus al complianței vasculare și

excluderii debitului coronarian în cazul evaluării valvei

aortice [109]. Cu toate acestea, mișcarea în plan este cea

mai mare în apropierea planului inelului aortic, ceea ce

contribuie la erori de măsurare [110,111] și împiedică

plasarea precisă între inelul valvular și sinusul coronarian

pe întreg parcursul ciclului cardiac, în cazul PC CMR

bidimensional (2D). Majoritatea operatorilor plasează în

mod obișnuit planul imagistic la joncțiunea sinotubulară

sau aorta ascendentă proximală pentru a măsura debitul

aortic și în mijlocul trunchiului de arteră pulmonară

pentru a măsura debitul valvei pulmonare [112].

Volumul anterograd sau retrograd al valvei

atrioventriculare poate fi cuantificat indirect prin mai

multe comparații diferite între volumul bătaie

ventricular măsurat prin ventriculografia și măsurarea

debitului valvei semilunar eprin PC CMR [55,88,94,112-

115]. Fluxul la nivelul valvei atrioventriculare poate fi de

asemenea cuantificat direct cu PC CMR prin prescrierea


Page 14 of 31

unui plan de scanare perpendicular pe inflow [116,117];

pentru a ne asigura că acest plan rămâne apical față de

valvă pe tot parcursul ciclului cardiac, acesta trebuie

poziționat la nivelul planului anular pe o imagine tele-

sistolică. Din nou, mișcarea prin plan va compromite

acuratețea măsurătorilor de debit realizate cu PC CMR

2D conventional [111,118,119].

PC CMR a fost utilizat pentru a estima scăderea de

presiune la nivelul stenozele discrete valvulare și

vasculare prin măsurarea vitezei maxime de curgere și

aplicarea ecuației Bernoulli modificate. O modalitate

utilă de a face acest lucru este de a prescrie un plan de

achiziție PC CMR paralel cu direcția de curgere a sângelui

și setând direcție codării în aceeași sens în plan și apoi se

programează o a doua achiziție PC CMR, în plan

perpendicular pe vas, la nivelul vitezei maxime decelate

inițial. Cu toate acestea, autorii recomandă ca

măsurătorile PC CMR ale vitezei de vârf să fie utilizate cu

precauție deoarece există un număr de factori care pot

conduce la măsurători ale vitezei eronate (de obicei, o

subestimare) incluzând dificultatea alinierii la jeturi de

flux complexe, efecte volum parțiale, pierderea

semnalului și artefactele de înregistrare greșită.

Ca și în cazul achizițiilor PC CMR, post-procesarea

datelor de imagine necesită o atenție deosebită pentru

detalii. Vasele țintă trebuie să fie identificate cu precizie

și regiunea de interes trebuie desenată pe marginea

exterioară a lumenului. Instrumentele automate de

detectare a contururilor în majoritatea programelor

software sunt destul de corecte; totuși, contururile

trebuie revizuite pe fiecare imagine, pe măsură ce vasul

se mișcă și își modifică dimensiunea în timpul ciclului

cardiac. Semnalul anormal, cum ar fi artefactul de

susceptibilitate dat de aerul din plămâni, ar trebui să fie

excluse din regiunea de interes.

Evaluarea vitezei și măsurarea debitului PC CMR, ca de

altfel toate tehnicile cantitative din medicina clinică, are

surse de eroare și limitări și este esențial ca medicii care

le interpreteaza să aibă o bună înțelegere a acestora.

Acestea includ setarea inadecvată a VENC, pierderea

semnalului datorită unui flux turbulent complex,

artefacte de volum parțial, erori de înregistrare a

semnalelor și erori de fază de compensare datorate

curenților turbionari sau gradientilor concomitenți

necorectați [70-72,110,120,121]. Aderarea la liniile

directoare de mai sus va minimiza aceste probleme, dar

erorile date de offset-ul fazei sunt deosebit de dificile

deoarece sunt adesea dificil de detectat și pot avea un

impact semnificativ asupra preciziei. La unele scanere

poate fi recomandabil să se substragă viteza de fundal

sau fluxul măsurat pe o fantomă staționară din cea

măsurată pe imaginile PC CMR ale pacientului [122-124].

Miscarea prin planul de achiziție a cordului și a vaselor

de sânge poate influența acuratețea măsurătorilor de

Figura 10 Planificarea unei achiziții de contrast de fază CMR pentru măsurarea fluxului în artera pulmonară principală. Planul de programare imagistică PC CMR este vizualizat simultan și reglat in incidențe ortogonale ale arterei pulmonare principale (rândul superior) pentru a se asigura că este orientat perpendicular pe vasul de sânge. Imaginile de magnitudine și de fază rezultate sunt afișate (rândul de jos).


Page 15 of 31

flux [110,111,118]. Secvențele 3D PC CMR împreună cu

software-ul de analiză post-procesare specializat pot

compensa această mișcare, deși utilizarea sa nu este

încă răspândită [119,125-129]. În toate cazurile, datele

PC CMR trebuie să fie controlate pentru a se asigura că

acestea sunt în concordanță cu informațiile cunoscute

despre starea pacientului și cu celelalte date CMR din

examinare. De exemplu, debitul net în trunchiul de

artera pulmonară și în aorta ascendentă ar trebui să fie

aproximativ egal la pacienții fără nici o dovadă de șunt,

fluxul în trunchiul arterei pulmonare ar trebui să fie egal

cu suma debitului in ramurile principale ale arterelor

pulmonare și fluxul într-un vas mare ar trebui să fie egal

cu volumul bătaie corespunzător din ventriculografie (în

absența regurgitării valvei atrioventriculare sau a unor

șunturi). Atunci când datele sunt incongruente, una

dintre limitările cunoscute descrise mai sus poate fi de

obicei identificată.

Perfuzie miocardică vasodilatatoare

Perfuzia miocardica utilizand vasodilatatoare este

utilizată în principal pentru a evalua pacienții cu

ischemia miocardică inductibilă (Figura 12). Se bazează

pe principiul că administrarea unui vasodilatator

coronarian (de exemplu, adenozină, dipiridamol sau

regadenozină) va determina o creștere mai mare a

perfuziei miocardului alimentat de artere coronare

normale decât în miocardul alimentat de artere

coronare stenotice. Perfuzia este evaluată prin

administrarea unui bolus intravenos de GBCA și apoi prin

evaluarea rapidă a ventriculilor în secțiuni multiple

pentru a vizualiza modul de încărcare în timpul primului

tranzit al bolusului de contrast prin miocard. Încărcarea

cu contrast va fi atenuată, atât în amplitudine, cât și în

ritm, în regiunile cu flux coronarian alterat. Tipic,

scanarea de perfuzie este efectuată atât în repaus, cât și

cu administrare de vasodilatatot , pentru a distinge

defectele de perfuzie fixe (de exemplu, infarctul) de cele

inductibile. Deoarece adenozina este medicamentul cel

mai frecvent utilizat ca vasodilatator, discuția de mai jos

se va concentra asupra acestui agent.

Figura 11 Poziționarea corectă a planului imagistic pentru măsurarea fluxului sanguin al trunchiului arterei pulmonare. Viteza și măsurătorile de debit PC CMR sunt cele mai precise atunci când locația de interes este la izocentrul scannerului în timpul achiziției. Majoritatea scanerelor MR vor muta masa pacientului astfel încât centrul planului imagistic (cercul galben) să se afle la isocentrul scanerului (linia roșie verticală). Este recomandata utilizarea unui plan de examinare in care centrul imaginii sa fie la nivelul zonei zonei de interes in plan superoinferior.


Page 16 of 31

S-a demonstrat că perfuzia CMR are o sensibilitate și o

specificitate similară sau superioară tehnicilor medicinii

nucleare pentru detectarea stenozelor semnificative ale

arterelor coronare la pacienții adulți [130-133]. Mai

mult, s-a demonstrat că rezultatele perfuziei CMR au o

valoare prognostică la adulții cu boală cardiacă

coronariană [134,135]. Datele din literatură privind

utilizarea adenozinei pentru perfuzie CMR, pentru

evaluarea bolii coronariene la copii și adulți cu CHD, sunt

limitate la studii mici [136-140]. Se utilizează din ce în ce

mai mult pentru evaluarea pacienților cu durere

toracică, cu origine anomală a arterelor coronare

precum și după intervenții chirurgicale care implică

reimplantare coronariană (de exemplu, switch arterial

sau operațiile Ross). Cu toate acestea, este important de

remarcat că adenozina induce în principal inomogenități

ale fluxului sanguin miocardic prin vasodilatare și efect

de ”furt” care nu reprezintă neapărat fiziopatologia

disfuncțiilor arterelor coronare la pacienții cu CHD. Mai

mult decât atât, nu este clar dacă ischemia indusă la

efort cauzată, de exemplu, de un traseu anormal al

arterei coronare între trunchiurile arteriale poate fi

detectată de perfuzia CMR cu adenozină. În anumite

situații, poate fi de preferat să se utilizeze alți agenți de

"stres", cum ar fi dobutamina [141] sau o altă modalitate

imagistică în combinație cu teste de stres.

Perfuzia CMR se efectuează utilizând o varietate de

secvențe de impulsuri (sevcente puls?); o revizuire

detaliată poate fi găsită în altă parte [142]. Pe scurt, un

contrast puternic în ponderație T1 este asigurat de un

impuls de pregătire, de tip inversie recuperare sau

recuperarea saturației (inversion recovery sau saturation

recovery). (Tabelul 5).

Acesta este urmat de achiziții rapide, utilizând un eco

gradient, un eco-planar gradient sau achiziții SSFP.

Tehnicile paralele de achiziție (tehnica de tip imagistica

paralela) sunt utilizate pe scară largă ca mijloc de

accelerare a achiziției de imagini. Aceste secvențe

creează imagini ale inimii într-un singur ciclu cardiac, în

loc să obțină date din mai multe cicluri cardiace pentru a

construi o imagine, așa cum este cazul pentru cine CMR

standard. Pentru a asigura acoperirea tuturor

segmentelor ventriculului stâng, cu excepția celor

apicale, trebuie să fie prescrise minimum 3 secțiuni în ax

scurt. Se pot folosi, de asemenea, secțiuni suplimentare

în ax scurt sau în ax lung. La frecvențe cardiace mai mici,

observate în mod obișnuit la pacienții adulți, durata

ciclului cardiac este suficient de lungă pentru a permite

achiziționarea a 3-5 secțiuni în fiecare bătaie cardiacă

(Figura 13). Locațiile slice-urilor sunt planificate pentru

faze diferite ale ciclului cardiac dar fiecare slice este

achiziționat în mod repetat în aceeași fază. La

frecvențele mai mari ale inimii (și un ciclu cardiac mai

scurt) observate la pacienții mai tineri, mai puține locații

pot fi obținute într-un singur ciclu cardiac. Astfel, ar

putea fi avantajos să se utilizeze o achiziție întinsă pe

două cicluri cardiace, astfel încât să se poată obține un

număr suficient de achiziții- un slice la o alta bătaie

cardiacă. Rezoluția spațială ar trebui, de asemenea,

crescută la pacienții mici.

Instrucțiuni detaliate privind efectuarea unui protocol

CMR de perfuzie cu adenozină au fost publicate anterior

[143-145]; pașii de bază sunt descriși mai jos. Înainte de

efecuarea unei examinări CMR cu adenozină, pacientul

trebuie să fie verificat pentru a identifica contraindicații

ale administrarii de adenozină, incluzând bloc de gradul

doi sau trei, boala nodului sinusal, astm bronșic sever

sau boala pulmonară obstructivă și sarcină.

Administrarea cafeinei, aminofilinei și nitriților trebuie

evitată în ziua examinării deoarece acești agenți

interferă cu acțiunea adenozinei. Trebuie obținut un

consimțământ specific pentru a informa pacientul /

tutorele cu privire la posibilele efecte secundare și

complicații, cum ar fi dispneea, înroșirea feței, dureri de

cap, senzație de lumină, vedere încețoșată, greață,

bronhospasm, blocuri cardiace și hipotensiune arterială.

Este de preferat să aveți două linii venoase în vene

separate - una pentru adenozină și una pentru

administrarea substanțet de contrast - pentru a evita o

doză bolus de adenozină odată cu administrare de

contrast. Echipamentul de monitorizare trebuie să

includă o înregistrare ECG continuă și o manșetă pentru

monitorizarea tensiunii arteriale plasată pe brațul care

nu este utilizat pentru administrarea de adenozină.

Trebuie sa fie disponibil echipament si personal calificat

pentru resuscitare.

Autorii din grupul de consens recomanda efectuarea

inițial a achizitiei de perfuzie urmata apoi de achiziția de

repaus, cu cel putin 15 minute între cele două, astfel

incât să minimizeze contaminarea imaginilor de repaus

prin reziduurile de contrast administrat în timpul

administrării de vasodilatatoar. O doză de adenozină de

0,14 mg/kg/min este utilizată în general, deși adecvarea

Tabel 5 Perfuzie miocardică la prima trecere (first pass perfusion)-

secvențe gradient echo în ponderație T1



Slice thickness (mm) 5-8 8-10

Image acquisition timing 1 R-R or 2 R-R 1 R-R


Page 17 of 31

și siguranța acestei doze nu a fost stabilită clar în grupul

de vârstă pediatrică. După ce adenozina a fost

administrată în perfuzie timp de 3 minute, se injectează

rapid un GBCA (0,05-0,1 mmol/kg) urmat de spălare cu

soluție salină. La pacienții adulți, se recomandă un debit

de 5 ml/s cu un bolus salin de 25 ml. La copii, se

sugerează un debit minim de 3 ml/s pe o canulă venoasă

adecvată ca mărime și un bolus de spălare de 10 ml.

Secvența imagistică de perfuzie este inițiată simultan cu

administrarea de substanță de contrast și durata de

scanare trebuie să fie setată pentru a obține aproximativ

60 bătăi cardiace. Pentru a minimiza artefactele date de

mișcările respiratorii, respirația ar trebui să fie oprită cât

mai mult posibil în timpul achiziției. Dacă apneea nu este

posibilă, pacientul trebuie instruit să respire superficial.

Odată ce achiziția este finalizată, perfuzia de adenozină

este întreruptă. Adenozina trebuie terminată mai

repede dacă pacientul dezvoltă bloc cardiac persistent

sau simptomatic, hipotensiune arterială semnificativă

sau insuficiență respiratorie severă. O doză intravenoasă

de aminofilină poate fi utilizată pentru a contracara

rapid efectele adenozinei. Același protocol de

administrare de contrast și parametrii de secvență de

impulsuri utilizați în segmentul de perfuzie cu adenozină

ar trebui utilizați ulterior pentru imagistica de perfuzie

de repaus.

Deși analiza cantitativă a imaginilor de perfuzie [146]

este posibilă utilizând software de analiză a imaginii

disponibil în comerț, acest proces rămâne consumator

de timp pentru realizare și este supus provocărilor

tehnice. Analiza vizuală de către un cititor cu experiență

este de obicei suficientă pentru practica clinică de

rutină. Interpretarea este, de asemenea, ghidată de

evaluarea imaginilor cine a funcției ventriculare și a

imaginilor de priză tardivă de contrast(LGE) [147]. În

absența LGE, încărcarea difuză omogenă în repaus și

după vasodilatator arată că nu este o ischemie

inductibilă. O regiune cu LGE transmural și defect de

perfuzie în repaus și după vasodilatator, un așa numit

"defect fix", este interpretat tot ca absență a ischemiei

inductibile. O regiune care are un defect de perfuzie la

administrarea unui vasodilatator dar este normală în

repaus și nu are LGE este diagnostică pentru ischemie.

Defectele de perfuzie trebuie să fie raportate fie ca fiind

transmurale, fie cu interesare parțială parietală (sub-

endocardic) cu identificarea regiunii ventriculare stângi

afectate descrisă utilizând modelul American Heart

Association standard cu 17 segmente [148].

La unele scanări de perfuzie poate exista o bandă de

intensitate redusă a semnalului în subendocard, care

poate mima o zonă hipoperfuzată [145,149]. În

comparație cu un defect de perfuzie subendocardic

Figura 13 Diagrama schematică care ilustrează temporizarea achiziției datelor într-o secvență de perfuzie de trecere primară (first pass perfusion). Fiecare dreptunghi reprezintă achiziția de date necesare pentru a forma o imagine completă, iar numerele în interiorul lor corespund unor slice-uri cu localizare diferită. La o frecvență cardiacă de 60 bpm (A), lungimea ciclului cardiac este suficient de lungă pentru a permite achiziția de 4 slice-uri in diferite locații în timpul fiecărei bătăi. Locațiile slice-urilor sunt programate pentru diferite faze ale ciclului cardiac, dar fiecare locație este achiziționată în mod repetat în aceeași fază în ciclurile ulterioare. La o frecvență cardiacă de 120 bpm (B), lungimea ciclului cardiac este mai scurtă, astfel doar două slice-uri pot fi achiziționate în fiecare bataie; celelalte 2 locații sunt achiziționate în urmatoarea bătaie. Rețineți că rezoluția temporală (imagini per unitate de timp) este aceeași în A și B.


Page 18 of 31

adevărat, acest artefact in bandă întunecată (”dark rim

artefact”) durează tipic doar câteva bătăi cardiace și apoi

dispare. Artefactul este mai frecvent observat la

frecvențe cardiace ridicate, la un bolus de contrast mai

concentrat și la utilizarea de secvențe de perfuzie

balanced SFFP mai degrabă decât la cele bazate pe

gradient echo.

Priza tardivă de contrast (LGE) LGE, cunoscută și sub numele de priză de contrast

miocardică tardivă, este o tehnică care detectează

regiuni focale de fibroză și infarct miocardic. Se bazează

pe principiul conform căruia GBCA are spălare mai lentă

și un volum de distribuție crescut în miocardul fibrotic și

necrotic. Astfel, aceste zone apar mai în hipersemnal

(albe) comparativ cu miocardul normal pe imaginile LGE.

Studiile de validare au corelat găsirea LGE cu prezența și

extensia fibrozei miocardice detectate prin histologie la

modelele animale și la oameni [150-152]. Raportarea la

adulți și-au demonstrat utilitatea clinică în boala

cardiacă ischemică acută și cronică, cardiomiopatii,

miocardită și în detectarea trombilor ventriculari. În

cazul CHD, LGE a fost descrisă la pacienții cu tetralogie

Fallot corectată chirurgical[153-155], operații de switch

atrial pentru transpoziția de mari vase[156], operații

Fontan pentru ventricul funcțional unic [Figura 14] [157],

transpoziția corectată congenital a vaselor mari [158],

stenoze valvulare aortice [159,160], atrezie pulmonară

cu sept ventricular intact [161], stare după corecția

originii anormale a arterei coronare stângi din artera

pulmonară [162], fibroelastoza endocardică (Figura 15)

[163,164] și la pacienții care au suferit o intervenție

chirurgicală pentru CHD si care prezintă țesut fibros de-a

lungul zonelor de intervenție [165]. În grupul pacienților

cu tetralogie Fallot, switch atrial și operație Fontan,

prezența LGE a fost asociată cu disfuncții de mecanica

ventriculară, scăderea capacității de efort și aritmii

ventriculare [153,155-158]. Cu toate acestea, impactul

fiziopatologic și prognostic al LGE la pacienții cu CHD nu

a fost pe deplin stabilit [166].

Achizițiile pentru examinarea LGE se efectuează la 10-20

minute după injectarea a 0,1-0,2 mmol / kg de GBCA. În

multe protocoale, doza de contrast este inițial utilizată

pentru a efectua un MRA. Pentru imagistica LGE în mod

obișnuit se utilizează o secvență 2D de tip echo-gradient

inversie-recuperare, cu sincronizare ECG și cu achiziția

programată pentru a coincide cu perioada de relaxare

cardiacă pentru a minimiza artefactele de mișcare. Sunt

disponibile și secvențe LGE tridimensionale, dar sunt mai

puțin validate [167,168]. Achiziția în apnee este

preferată celei cu NEX multipli, sincronizare respiratorie

cu navigator sau single-shot in respirație liberă.

Planurile imagistice și grosimea secțiunilor trebuie să se

suprapună celor utilizate pentru imagistica cine a

ventriculilor pentru a facilita compararea. Un examen

cuprinzător ar include secvențe LGE în ax scurt, LV 2, 3 și

4 camere și RV 3 camere.

Pentru a îmbunătăți contrastul imaginii dintre miocardul

normal și regiunile cu concentrație crescută de

gadoliniu, un impuls de inversiune este încorporat în

secvența de impulsuri. Timpul dintre impulsul de

inversiune și achiziția imaginii, cunoscut ca timpul de

inversiune (TI), trebuie să fie setat pentru anularea

Figura 14 Priză tardivă de gadolinium dupa o

procedură Fontan. Pacient cu atrezie tricuspidă și vase

mari cu relații normale care a suferit o procedură

Fontan. Priză tardivă de contrast la nivel ventricular,

secțiunile în ax scurt arătând priză de contrast și

subțierea peretelui la nivel septal inferior,

corespunzător unui infarct miocardic vechi.

Figura 14 Priză tardivă de gadolinium în fibroelastoza

endocardica. Pacient cu istoric de stenoză severă

valvulară aortică congenitală care a fost supus unei

valvuloplastii cu balon. Secțiuni LGE in incidență 4C (A) si

ax scurt (B). De notat priză de contrast extinsă

subendocardic, compatibilă cu fibroelastoza

endocardică.


Page 19 of 31

semnalului miocardul normal. Selectarea timpului de

inversare adecvat poate fi facilitată prin imagistica

iterativă cu TI diferiți sau prin utilizarea unei secvențe TI-

Scout sau Look-Locker. Alternativ, poate fi utilizată o

secvență sensibilă la fază cu un TI standardizat bazat pe

doză, timp și ritm cardiac [169]; astfel de secvențe oferă

un contrast consistent între miocardul infarctat / fibrotic

și cel normal pe o gamă mai largă de TI. Deoarece

concentrația de gadoliniu în miocardul normal scade

odată cu trecerea timpului, TI optim va deveni mai lung

pe măsură ce trece timpul. În consecință, dacă timpul

necesar pentru achiziționarea tuturor imaginilor LGE

este lung, este posibil ca valoarea TI să fie actualizată la

o valoare mai mare. Rapoartele inițiale au sugerat că

timpul de inversiune pentru anularea semnalului

miocardic este mai scurt pentru RV (în poziția

subpulmonară obișnuită) decât LV [170,171]. Cu toate

acestea, un studiu mai recent a arătat că timpii de

inversiune pentru anularea semnalului miocardului sunt

destul de asemănători pentru ambii ventriculi și că

diferența aparentă a fost legată de rezoluția spațială

insuficientă pentru pereții subțiri ai RV [172]. Pentru a

evalua în mod corespunzător LGE pentru ventriculii cu

pereți subțiri este necesară o rezoluție spațială ridicată.

Efectuarea tehnicii LGE la copii necesită modificări

pentru abordarea ventriculilor de dimensiuni mai mici și

frecvențelor cardiace mai rapide (Tabelul 6). Pentru a

asigura o rezoluție spațială adecvată, dimensiunea

voxelului trebuie să fie de 1,0-1,5 mm în plan, cu o

grosime de 5 mm. Raportul redus semnal-zgomot poate

fi compensat prin realizarea a două medii de semnal,

deși în detrimentul unui timp de achiziție mai lung. La

frecvențe cardiace mai mari (> 100 bpm), pentru a avea

un interval de timp suficient pentru recuperarea

adecvată a semnalului longitudinal între impulsurile de

inversie succesive și pentru a evita pierderea excesivă a

semnalului, intervalul dintre achiziția datelor trebuie

crescut de la fiecare al doilea ciclu la fiecare al treilea

sau al patrulea ciclu (Figura 16). Dacă software-ul

scanerului nu permite o ajustare ușoară a intervalului de

Tabel 6 Gradient eco IR în ponderație T1 pentru secvențe destinate prizei tardive de contrast.

Sugar/Copil mic Copil mare/ adult


Slice thickness (mm) 5 6-8

Views per segment 8-16 16-28

Number of signal averages 1-2 1

Image acquisition timing 3 R-R or 4 R-R 2 R-R

Trigger delay Diastole or systole Diastole

Figura 13 Diagrama schematică care ilustrează sincronizarea achiziției datelor într-o secvență de priză tardivă de contrast (LGE). Fiecare dreptunghi reprezintă achiziția de date programată pentru a coincide cu perioada de repaus cardiac și în timpul căreia un număr definit de utilizator de linii ale spațiului k este umplut. Sunt necesare mai multe achiziții de date și, prin urmare, cicluri cardiace pentru a umple spațiul k și a produce o imagine. La o frecvență cardiacă de 80 bpm (A), acumularea de date are loc la fiecare al doilea ciclu cardiac pentru a permite un timp suficient de recuperare a semnalului longitudinal. La o frecvență cardiacă de 120 bpm (B), lungimea ciclului cardiac este mai scurtă, astfel încât secvența este modificată pentru a obține date la fiecare al treilea ciclu pentru a menține același timp de recuperare a semnalului longitudinal. În plus, durata de achiziție a datelor este redusă pentru a compensa perioada de repaus cardiac mai scurtă asociată cu o frecvență cardiacă mai rapidă.


Page 20 of 31

achiziție a datelor, se poate încerca înjumătățirea

manuală a frecvenței cardiace introduse, ceea ce poate

extinde intervalul de nedeclanșare al scanerului și poate

dubla intervalul de achiziție a datelor. LIPSESTE FRAZA

Cu toate că software-ul de post-procesare poate fi

folosit pentru a cuantifica obiectiv priza de contrast la

nivelul miocardului[173], în practica clinică se practică o

interpretarea vizuală calitativă. Afectarea segmentelor

cardiace poate fi raportată conform modelului de

segmentare a ventricular stâng în 17 segmente [148] și

modelului de segmentare a ventriculului drept în 9

segmente [155]. În plus, este util să se precizeze

extinderea in grosime a afectării peretelui cardiac și

modul de încărcare (de ex., subendocardic,

medioparietal, subepicardic, endocardial global, la

nivelul inserției septală și neuniformă). Selectarea

adecvată a TI este crucială pentru obținerea imaginilor

LGE corecte și pentru maximizarea diferenței de

intensitate dintre aspectul miocardului normal și cel

infarctizat/ fibrotic. Dacă TI este prea scurt, intensitatea

semnalului miocardului normal va fi crescută, iar cea a

miocardului anormal scăzută (sau chiar anulată)

conducând la o interpretare greșită. Dacă TI este prea

lung, contrastul relativ dintre miocardul normal și cel

anormal va fi redus și sensibilitatea va scădea.

Artefactele de tip ghosting (reflexii) pot rezulta din

regiunile care au un T1 lung, cum ar fi fluidul pericardic

sau lichidul cefalorahidian [174]. Artefactul determinat

de lichidul cefalorahidian poate fi eliminat prin plasarea

unei benzi de saturație pe măduva spinării. În plus,

merită confirmată prezența prizei de contrast tardive

prin repetarea imaginilor LGE într-un plan ortogonal sau

prin schimbarea direcțiilor de fază și de frecvență ale

achiziției inițiale.

La final trebuie notat că regiunile subendocardice,

mușchii papilari și peretele ventricular drept pot

prezenta priză de contrast inobservabilă atunci când

sunt adiacente unei pat vascular relativ luminos.

Interpretarea imaginilor LGE în paralel cu imaginile cine

este utilă pentru evitarea acestei capcane, deoarece va

furniza informații privind grosimea peretelui și poziția

mușchiului papilar [174]. Mai mult decât atât,

efectuarea imaginilor LGE târziu după administrarea

agentului de contrast (sau utilizarea unei doze mai micic

de substanță de contrast) va conduce la un semnal mai

redus al patului vascular și, de obicei, va îmbunătăți

contrastul cu regiunile intens hipercaptante.

Protocoale specifice pentru patologii Această secțiune oferă sugestii privind protocoalele CMR

specifice unor patologii, utilizând modulele descrise mai

sus. Pentru concizie, modulele de ventriculografie și LGE

sunt enumerate o dată în detaliu la început și apoi pur și

simplu menționate în protocoalele specifice bolii.

Similar, abrevierile utilizate în protocoale sunt numerate

mai jos pentru o referință ușoară. Achizițiile PC CMR

sunt cu codaj in planul vitezei, dacă nu se indică altfel.

Pentru fiecare patologie, datele importante care trebuie

incluse în raportul examinarii sunt enumerate într-o

secțiune separată, a elementelor cheie. Atât

protocoalele CMR, cât și elementele cheie de raportare

sunt concepute ca un ghid; autorii recunosc că o

varietate de abordări pot fi aplicate pentru a obține o

examinare și un raport corespunzătoare.

Modulul de ventriculografie (vezi si sețiunea de

ventriculografie de mai sus pentru detali)

• Imagistica standard:

1. Cine CMR: secțiuni ventriculare

stângi în 2 și 3 camere, secțiuni

ventriculare drepte în 3camere,

secțiune 4 camere (Figura 6)

2. Cine CMR: serie de secțiuni

contigue care acoperă complet

ambii ventriculi, planificată în ax

scurt ventricular și/sau în plan axial

(Figura 7)

• Elemente cheie de raportat: volumele

telediastolice și telesistolice ventriculare

stângi și drepte, volumele bătaie, fracția de

ejecție și masa miocardică; anomalii

segmentare ale cineticii parietale

Modulul de LGE (vezi secțiunea de LGE de mai sus

pentru detalii)


1. Secvențe LGE în incidențe

ventriculare stângi în 2 camere și 3

camere, ventriculare drepte în 3

camere, 4 camere

2. Secvențe LGE extinse cu o serie de

secțiuni contigue care acoperă

ambii ventriculi, planificate în ax

scurt ventricular sau în plan axial

3. Secvențe LGE intr-un plan ortogonal

pentru a confirma prezența LGE


Page 21 of 31

• Elemente cheie de raportat: localizarea LGE,

extensia și afectarea în grosime a peretelui

cardiac

Coarctația de aortă înainte și dupa corecție


1. Cine CMR: ax lung în planul crosei

aortice (Figura 1)

2. Modulul de ventriculografie

3. CE-MRA sau 3D SSFP pentru

evaluare structuri vasculare

toracice

4. PC CMR: AAo, TAP, DAo la nivelul

diafragmei

• Examinări suplimentare/țintite pe caz:

1. Spin echo: ax lung în planul arcului

aortic (Figura 1)

2. Cine CMR: în axul scurt al rădăcinii

aortice pentru morfologia valvulară

3. PC CMR: cuantificarea fluxului

aortic colateral prin măsurarea

proximală sau imediat distal față de

coarctare și în aorta descendentă la

nivelul diafragmului

4. Modul LGE

• Elemente cheie de raportat: localizarea,

dimensiunile și severitatea obstrucției

aortice; arhitectura și ordinea ramificării;

prezența anevrismului, a disecției sau a

vaselor colaterale la DAo; parametri

ventriculari incluzând masa ventriculară

stângă; morfologia valvei aortice, stenoza și

regurgitarea

D-transpoziția marilor vase după switch arterial



2. Cine CMR: în axul lung al planului

tractului de ieșire al ventriculului

drept

3. Cine CMR: serie axială oblică pentru

a vizualiza ramuri AP



toracice

5. PC CMR: AAO, TAP, ramuri AP


1. 3D SSFP: originea arterelor

coronare si traseul proximal

2. Modul de perfuzie cu vasodilatator

3. Modul LGE

• Elemente cheie de raportat: localizarea și

severitatea obstrucției AAo, TAP și

obstructie ramuri AP; distribuția debitului la

nivelul ramurilor AP; patența și traseul

proximal al arterelor coronare; dilatarea

rădăcinii aortei; regurgitare aortică și

pulmonară; parametrii ventriculari

D-transpoziția marilor vase dupa switch atrial


1. Cine CMR: serie axială de la mijlocul

ficatului până superior de arcul

aortic


3. Cine CMR: planuri oblice pentru

vizualizarea VCS și VCI în axul lung



toracice și a conductelor venoase

sistemice si pulmonare (Figura 4)

5. PC CMR: AAo, TAP, ramuri

pulmonare, valvă tricuspidă și

mitrală


1. Modul LGE

2. PC CMR: VCS distal față de venă

azygos și VCI atunci când este

suspectată obstrucția venoasă

sistemică.


Page 22 of 31


severitatea obstrucției căilor venoase

sistemice și pulmonare, conductul atrial,

parametrii ventriculari, severitatea și

mecanismul obstrucției tractului de ejecție

al ventriculului stâng sau drept, regurgitarea

tricuspidiană, Qp / Qs, distribuția fluxului la

nivelul ramurilor principale ale arterei

pulmonare, raportul fluxului VCS/VCI ca

indicator al obstrucției căilor sistemice

Tetralogia Fallot dupa corecție chirurgicala totală



2. Cine CMR: serie de imagini paralele

cu axul lung al tractului de ejecție al

VD și al valvei pulmonare

3. Cine CMR: Serie oblic axială pentru

a viazualiza ramurile principale ale

arterei pulmonare

4. CR-MRA sau 3D SSFP pentru

evaluarea vaselor toracice

5. PC CMR: AAO, TAP și ramuri

principale AP


1. Modul LGE

2. PC CMR: valva tricuspidă si mitrală


severitatea obstrucției tractului de ejecție al

ventriculului drept și al arterei pulmonare,

distribuția fluxului la nivelul arterelor

pulmonare, regurgitarea pulmonară,

defecte septale atriale și ventriculare,

Figura 17: Protocol de examinare pentru defect septal atrial ostium secundum (DSA). A. Secțiuni

SSFP la un pacient de 10 ani cu un DSA larg (săgeata albă). B. Secțiunea axială SSFP este utiliztă pentru

a planifica o stivă de imagini SSFP oblice pentru a vizualiza DSP și marginile inferioare și superioare. C.

Secțiunile axiale și sagitale oblice sunt utilizate împreună pentru a planifica stiva de secțiuni în

contrast de fază (PC) pentru a vizualiza DSA-ul ”en face”. Astfel se vizualizează aspectul oval al DSA-

ului și pot fi puse in evidență DSA-uri suplimentare.


Page 23 of 31

Qp/Qs, parametri ventriculari, incluzând

volumele VD și fracția de ejecție

Defect septal atrial ostium secundum


1. Cine CMR: serie de secțiuni subțiri

continue în planul 4C care acoperă

în totalitate septul atrial

2. Cine CMR: serie de secțiuni subțiri,

continue, într-un plan oblic sagital,

perpendicular pe septul atrial, și

care acoperă în totalitate septul

atrial


4. PC CMR: AAO, TAP


1. PC CMR: 1-3 slice-uri continue,

poziționate paralel cu planul

septului atrial pentru a obține o

imagine ”en face” a defectului

(Figura 17) și cu codare in plan a

vitezei

2. PC CMR: serie de secțiuni subțiri,

contigue, în plan 4C și/sau într-un

plan oblic sagital perpendicular pe

septul atrial, acoperindu-l complet,

cu codare în plan a vitezei, în

direcția fluxului prin defectul septal

atrial.

3. CR MRA sau 3D SSFP pentru


• Elemente cheie de raportat: numărul si

localizarea defectelor, masurare arie

defecte, parametrii ventriculari, Qp/Qs

Retur venos pulmonar partial aberant, înainte și

dupa corecție


1. Cine CMR: serie axială de la nivelul

jumătății abdomenului până

superior de nivelul crosei aortice

2. Cine CMR: planuri oblice pentru a

vizualiza venele aberante în ax lung


4. CE MRA sau 3D SSFP pentru

evaluarea vaselor toracice (Figura 3)

5. PC CMR: AAO, TAP, ramurile TAP


1. PC CMR: vena aberantă

• Elemente cheie de raportat: număr,

localizare și drenajul venelor pulmonare,

parametrii ventriculari, Qp/Qs, distribuția

fluxului la nivelul ramurilor TAP

Figura 18: Protocol de examinare pentru defect septal atrial tip sinus venosus. A. Secțiuni SSFP la un

pacient de 22 cu un defect septal de tip sinus venosus (săgeata albă). B. Stiva de imagini SSFP este utilizată

pentru a planifica o achiziție SSFP în plan onlic sagital, pentru vizualizarea defectului în plan ortogonal și a-i

evalua diametrele infero-superioare.


Page 24 of 31

Defect septal atrial sinus venosus


1. Cine CMR: serie axială de la

jumătatea ficatului până superior

de crosa aortică

2. Cine CMR: planuri oblice sagitale,

perpendiculare pe planul defectului

(Figura 18)




5. PC CMR: AAO, TAP

• Elemente cheie de raportat: localizarea si

dimensiunea defectului, drenajul venelor

pulmonare drepte, parametrii ventriculari,

Qp/Qs pe baza determinărilor de flux

Boala Ebstein


1. Cine CMR: serie axială de la nivelul

diafragmului până superior de crosa

aortică

2. Modulul de ventriculografie cu

secțiuni multiple contigue în plan 3C

ventricular drept și 4C

3. PC CMR: AAO, TAP, valva tricuspidă,

valvă mitrală


1. Cine CMR: Serie contiguă de

secțiuni orientate paralele cu planul

valvei tricuspide functionale pentru

a vizualiza valva ”en face”



• Elemente cheie de raportat: descrierea

morfologiei valvei tricuspide, regurgitarea si

stenoza tricuspidiană, stenoză pulmonară,

parametrii ventriculari, prezența unui

defect septal atrial, Qp/Qs pe baza

determinărilor de flux

Ventricul unic funcțional, după faza 1 sau 2 a

paleației chirurgicale




de nivelul crosei aortei


Figura 19: Protocol de examinare pentru boala Ebstein. A. Secțiuni ventriculare drepte tricamerale SSFP (3C

RV) la un pacient de 22 de ani cu boala Ebstein. În acest caz planul valvei tricuspide este deplasat și inflow-ul

este dirijat în tractul de ejecție al ventriculului drept (săgeata albă). B. Imaginea 3C RV este utilizată pentru a

planifica o stivă de secțiuni pentru vizualizarea ”en face” a valvei tricuspide deplasată pentru evaluarea

anatomiei și cuantificarea fluxului


Page 25 of 31


vizualizarea vaselor toracice și a

șunturilor chirurgicale

4. PC CMR: AAO, TAP propriu, ramuri

principale arteră pulmonară


1. Modul LGE

2. Cine CMR: crosa aortei în ax lung

3. Spin echo: secțiuni în plan axial

pentru vizualizarea ramurilor

pulmonare și a șuntului

aortopulmonar

4. PC CMR: VCS, VCI, valve tricuspidă și

mitrală, AoD la nivelul diafragmului,

vene pulmonare

• Elemente cheie de raportat: obstrucții ale

shuntului, ramurilor TAP, venelor

pulmonare si arcului aortic, parametrii

ventriculari, regurgitări valvulare, colaterale

aortopulmonare, colaterale venoase

Ventricul funcțional unic după operație Fontan




de nivelul crosei aortei

2. Cine CMR: serie de secțiuni

coronale sau oblice pentru

vizualizarea conductului Fontan în

ax lung



vizualizarea vaselor toracice

5. PC CMR: AAO, TAP nativ, ramurile

pulmonare, VCS, VCI


1. Cine CMR: crosa aortei în ax lung

2. Modul LGE

3. PC CMR: valve tricuspidă și mitrală,

vene pulmonare

• Elemente cheie de raportat: conduct

Fontan, obstrucții ale VCS, VCI, ramuri

pulmonare, vene pulmonare, crosă aortică;

defecte ale conductului Fontan, parametri

ventriculari, insuficiențe valvulare,

colaterale aortopulmonare

Abrevieri: Termeni Engleză Română

2C 2-chamber 2 camere

2D 2-dimensional 2 dimensional



3D 3dimensional 3 dimensional

AAo Ascending aorta Aorta ascendenta (AoA)

ASD Atrial septal defect Defect septal atrial

CEMRA Contrast-enhanced magnetic resonance angiography

Angiografie RMN cu contrast

CHD Congenital heart disease

Malformație cardiaca congenitală

CMR Cardiovascular magnetic resonance

Rezonanță magnetică cardiacă

DAo Descending aorta Aorta descendentă

ECG Electrocardiogram Electrocardiografie

GBCA Gadolinium-based contrast agents

Substanță de contrast pe bază de gadoliniu

LGE Late gadolinium enhancement

Priză tardivă de contrastâ

LV Left ventricle Ventricul stâng (VS)

IVC Inferior vena cava Vena cavă inferioară (VCI)

MPA Main pulmonary artery Trunchiul arterei pulmonare (TAP)

MR Magnetic resonance Rezonanță magnetică

MRA Magnetic resonance angiography

Angiografie RMN

NSF Nephrogenic systemic fibrosis

Fibroza nefrogenica sistemica

PAs Pulmonary arteries Artere pulmonare

PC CMR Velocity-encoded phase-contrast cine CMR

Cine CRM în contrast de fază

Qp/ Qs Pulmonary-to-systemic flow ratio

Raport al fluxului pulmonar/sistemic

RV Right ventricle Ventricul drept (VD)

RVOT Right ventricular outflow tract

Tract de ejecție al ventriculului drept

SA Short-axis Ax scurt


Page 26 of 31

SSFP Steady-state free precession

Steady-state free precession

SVC Superior vena cava Vena cavă superioară(VCS)

TE Echo time Timp de ecou

TFE Turbo field echo Turbo field echo

TI Inversion time Timp de inversiune

TR Repetition time Timp de repetiție

VENC Velocity encoding range

Interval de codare al vitezei

Conflicte de interes Autorii declară că nu au nici un conflict de interes.

Contribuția autorilor SF a elaborat și a conceput articolul, a proiectat structura inițială a

manuscrisului, a coordonat comunicarea între autori și a revizuit

contribuțiile autorilor pentru a produce prima versiune a manuscrisului;

TC a elaborat secțiunea de ventriculografie; GFG a elaborat secțiunile

destinate MRA și 3D SSFP; MMS a oferit asistență editorială extensivă;

AMT a elaborat secțiunea de perfuzie; ERVB a redactat secțiunea de

sedare; SJY a elaborat secțiunea de măsurare a vitezei sângelui și

debitului; AJP a redactat secțiunile LGE și pregătirea pacienților și a

revizuit și sintetizat toate contribuțiile autorilor pentru a produce

versiunea finală a manuscrisului. Toți autorii au contribuit substanțial la

designul lucrării, au revizuit critic manuscrisul pentru un conținut

intelectual important și au citit și aprobat manuscrisul final.

Bibliografie 1. Weber OM, Higgins CB. MR Evaluation of Cardiovascular Physiology in

Congenital Heart Disease: Flow and Function. J Cardiovasc Magn Reson.

2006; 8:607–17. 2. Crean A. Cardiovascular MR and CT in congenital heart disease. Heart.

2007; 93:1637–47. 3. Fratz S, Hess J, Schuhbaeck A, Buchner C, Hendrich E, Martinoff S, Stern

H. Routine clinical cardiovascular magnetic resonance in paediatric and

adult congenital heart disease: patients, protocols, questions asked and

contributions made. J Cardiovasc Magn Reson. 2008; 10:46. 4. Bailliard F, Hughes ML, Taylor AM. Introduction to cardiac imaging in

infants and children: techniques, potential, and role in the imaging

work-up of various cardiac malformations and other pediatric heart

conditions. Eur J Radiol. 2008; 68:191–98. 5. Marcotte F, Poirier N, Pressacco J, Paquet E, Mercier LA, Dore A, Ibrahim

R, Khairy P. Evaluation of adult congenital heart disease by cardiac

magnetic resonance imaging. Congenit Heart Dis. 2009; 4:216–30. 6. Prakash A, Powell AJ, Geva T. Multimodality noninvasive imaging for

assessment of congenital heart disease. Circ Cardiovasc Imaging. 2010;

3:112–25. 7. Kilner PJ, Geva T, Kaemmerer H, Trindade PT, Schwitter J, Webb GD.

Recommendations for cardiovascular magnetic resonance in adults

with congenital heart disease from the respective working groups of the

European Society of Cardiology. Eur Heart J. 2010; 31:794–805. 8. Zikria JF, Machnicki S, Rhim E, Bhatti T, Graham RE. MRI of patients with

cardiac pacemakers: a review of the medical literature. AJR Am J

Roentgenol. 2011; 196:390–401. 9. Levine GN, Gomes AS, Arai AE, Bluemke DA, Flamm SD, Kanal E,

Manning WJ, Martin ET, Smith JM, Wilke N, Shellock FS. Safety of

magnetic resonance imaging in patients with cardiovascular devices: an

American Heart Association scientific statement from the Committee

on Diagnostic and Interventional Cardiac Catheterization, Council on

Clinical Cardiology, and the Council on Cardiovascular Radiology and Intervention: endorsed by the American College of Cardiology Foundation, the North American Society for Cardiac Imaging, and the Society for Cardiovascular Magnetic Resonance. Circulation. 2007;

116:2878–91. 10. Shellock FG, Spinazzi A. MRI Safety Update 2008: Part 2, Screening

Patients for MRI. Am J Roentgenol. 2008; 191:1140–49. 11. Fogel MA, Pawlowski TW, Harris MA, Whitehead KK, Keller MS, Wilson

J, Tipton D, Harris C. Comparison and usefulness of cardiac magnetic

resonance versus computed tomography in infants six months of age or

younger with aortic arch anomalies without deep sedation or

anesthesia. Am J Cardiol. 2011; 108:120–25. 12. Windram J, Grosse-Wortmann L, Shariat M, Greer ML, Crawford MW,

Yoo SJ. Cardiovascular MRI without sedation or general anesthesia

using a feed-and -sleep technique in neonates and infants. Pediatr

Radiol. 2011; 42:183–87. 13. Odegard KC, DiNardo JA, Tsai-Goodman B, Powell AJ, Geva T, Laussen

PC. Anaesthesia considerations for cardiac MRI in infants and small

children. Paediatr Anaesth. 2004; 14:471–76. 14. Dorfman AL, Odegard KC, Powell AJ, Laussen PC, Geva T. Risk factors for

adverse events during cardiovascular magnetic resonance in congenital

heart disease. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9:793–98. 15. Osborn I. Magnetic resonance imaging anesthesia: new challenges and

techniques. Curr Opin Anaesthesiol. 2002; 15:443–48. 16. Fogel MA, Weinberg PM, Parave E, Harris C, Montenegro L, Harris MA,

Concepcion M. Deep sedation for cardiac magnetic resonance imaging:

a comparison with cardiac anesthesia. J Pediatr. 2008; 152:534–39. 539

e531. 17. Didier D, Ratib O, Beghetti M, Oberhaensli I, Friedli B. Morphologic and

functional evaluation of congenital heart disease by magnetic

resonance imaging. J Magn Reson Imaging. 1999; 10:639–55. 18. Sarikouch S, Schaeffler R, Korperich H, Dongas A, Haas NA, Beerbaum

P. Cardiovascular magnetic resonance imaging for intensive care

infants: safe and effective? Pediatr Cardiol. 2009; 30:146–52. 19. Runge VM. Safety of approved MR contrast media for intravenous

injection. J Magn Reson Imaging. 2000; 12:205–13. 20. Prince MR, Zhang H, Zou Z, Staron RB, Brill PW. Incidence of immediate

gadolinium contrast media reactions. AJR Am J Roentgenol. 2011;

196:W138–143. 21. Dillman JR, Ellis JH, Cohan RH, Strouse PJ, Jan SC. Frequency and severity

of acute allergic-like reactions to gadolinium-containing i.v. contrast

media in children and adults. AJR Am J Roentgenol. 2007; 189:1533–38. 22. ACR Manual on Contrast Media Version 9. 2013.

http://www.acr.org/QualitySafety/Resources/Contrast-Manual. 23. Leiner T, Kucharczyk W. NSF prevention in clinical practice: summary of

recommendations and guidelines in the United States, Canada, and

Europe. J Magn Reson Imaging. 2009; 30:1357–63. 24. Penfield JG. Nephrogenic systemic fibrosis and the use of

gadoliniumbased contrast agents. Pediatr Nephrol. 2008; 23:2121–29. 25. Zou Z, Zhang HL, Roditi GH, Leiner T, Kucharczyk W, Prince MR.

Nephrogenic systemic fibrosis: review of 370 biopsy-confirmed cases.

JACC Cardiovasc Imaging. 2011; 4:1206–16. 26. Bernstein MA, Huston J 3rd, Ward HA. Imaging artifacts at 3.0T. J Magn

Reson Imaging. 2006; 24:735–46. 27. Mueller A, Kouwenhoven M, Naehle CP, Gieseke J, Strach K, Willinek

WA, Schild HH, Thomas D. Dual-source radiofrequency transmission

with patient-adaptive local radiofrequency shimming for 3.0-T cardiac

MR imaging: initial experience. Radiology. 2012; 263:77–85. 28. Garg R, Powell AJ, Sena L, Marshall AC, Geva T. Effects of metallic

implants on magnetic resonance imaging evaluation of Fontan

palliation. Am J Cardiol. 2005; 95:688–91. 29. Masui T, Katayama M, Kobayashi S, Ito T, Seguchi M, Koide M, Nozaki

A, Sakahara H. Gadolinium-enhanced MR angiography in the evaluation

of congenital cardiovascular disease pre- and postoperative states in

infants and children. J Magn Reson Imaging. 2000; 12:1034–42.

http://www.acr.org/Quality-Safety/Resources/Contrast-Manual

http://www.acr.org/Quality-Safety/Resources/Contrast-Manual


Page 27 of 31

30. Prasad SK, Soukias N, Hornung T, Khan M, Pennell DJ, Gatzoulis MA,

Mohiaddin RH. Role of magnetic resonance angiography in the

diagnosis of major aortopulmonary collateral arteries and partial

anomalous pulmonary venous drainage. Circulation. 2004; 109:207–14. 31. Ferrari VA, Scott CH, Holland GA, Axel L, Sutton MS. Ultrafast

threedimensional contrast-enhanced magnetic resonance angiography

and imaging in the diagnosis of partial anomalous pulmonary venous

drainage. J Am Coll Cardiol. 2001; 37:1120–28. 32. Valsangiacomo Buchel ER, DiBernardo S, Bauersfeld U, Berger F.

Contrast-enhanced magnetic resonance angiography of the great

arteries in patients with congenital heart disease: an accurate tool for

planning catheter-guided interventions. Int J Cardiovasc Imaging. 2005;

21:313–22. 33. Geva T, Greil GF, Marshall AC, Landzberg M, Powell AJ. Gadolinium-

enhanced 3-dimensional magnetic resonance angiography of

pulmonary blood supply in patients with complex pulmonary stenosis

or atresia: comparison with x-ray angiography. Circulation. 2002;

106:473–78. 34. Greil GF, Powell AJ, Gildein HP, Geva T. Gadolinium-enhanced

threedimensional magnetic resonance angiography of pulmonary and

systemic venous anomalies. J Am Coll Cardiol. 2002; 39:335–41. 35. Saleh RS, Patel S, Lee MH, Boechat MI, Ratib O, Saraiva CR, Finn JP.

Contrast-enhanced MR angiography of the chest and abdomen with use

of controlled apnea in children. Radiology. 2007; 243:837–46. 36. Mohrs OK, Petersen SE, Voigtlaender T, Peters J, Nowak B, Heinemann

MK, Kauczor HU. Time-resolved contrast-enhanced MR angiography of

the thorax in adults with congenital heart disease. AJR Am J Roentgenol.

2006; 187:1107–14. 37. Fenchel M, Saleh R, Dinh H, Lee MH, Nael K, Krishnam M, Ruehm SG,

Miller S, Child J, Finn JP. Juvenile and adult congenital heart disease:

time-resolved 3D contrast-enhanced MR angiography. Radiology. 2007;

244:399–410. 38. Goo HW, Yang DH, Park IS, Ko JK, Kim YH, Seo DM, Yun TJ, Park JJ. Time-

resolved three-dimensional contrast-enhanced magnetic resonance

angiography in patients who have undergone a Fontan operation or

bidirectional cavopulmonary connection: initial experience. J Magn

Reson Imaging. 2007; 25:727–36. 39. Muthupillai R, Vick GW 3rd, Flamm SD, Chung T. Time-resolved

contrastenhanced magnetic resonance angiography in pediatric

patients using sensitivity encoding. J Magn Reson Imaging. 2003;

17:559–64. 40. Sorensen TS, Korperich H, Greil GF, Eichhorn J, Barth P, Meyer H,

Pedersen EM, Beerbaum P. Operator-independent isotropic three-

dimensional magnetic resonance imaging for morphology in congenital

heart disease: a validation study. Circulation. 2004; 110:163–69. 41. Razavi RS, Hill DL, Muthurangu V, Miquel ME, Taylor AM, Kozerke S,

Baker EJ. Three-dimensional magnetic resonance imaging of congenital

cardiac anomalies. Cardiol Young. 2003; 13:461–65. 42. Fenchel M, Greil GF, Martirosian P, Kramer U, Schick F, Claussen CD,

Sieverding L, Miller S. Three-dimensional morphological magnetic

resonance imaging in infants and children with congenital heart

disease. Pediatr Radiol. 2006; 36:1265–72. 43. Beerbaum P, Sarikouch S, Laser KT, Greil G, Burchert W, Korperich H.

Coronary anomalies assessed by whole-heart isotropic 3D magnetic

resonance imaging for cardiac morphology in congenital heart disease.

J Magn Reson Imaging. 2009; 29:320–27. 44. Rajiah P, Setser RM, Desai MY, Flamm SD, Arruda JL. Utility of

freebreathing, whole-heart, three-dimensional magnetic resonance

imaging in the assessment of coronary anatomy for congenital heart

disease. Pediatr Cardiol. 2011; 32:418–25. 45. Su JT, Chung T, Muthupillai R, Pignatelli RH, Kung GC, Diaz LK, Vick GW

3rd, Kovalchin JP. Usefulness of real-time navigator magnetic resonance

imaging for evaluating coronary artery origins in pediatric patients. Am

J Cardiol. 2005; 95:679–82. 46. Tangcharoen T, Bell A, Hegde S, Hussain T, Beerbaum P, Schaeffter T,

Razavi R, Botnar RM, Greil GF. Detection of coronary artery anomalies

in infants and young children with congenital heart disease by using MR

imaging.

Radiology. 2011; 259:240–47. 47. Plathow C, Ley S, Zaporozhan J, Schobinger M, Gruenig E, Puderbach M,

Eichinger M, Meinzer HP, Zuna I, Kauczor HU. Assessment of

reproducibility and stability of different breath-hold maneuvers by

dynamic MRI: comparison between healthy adults and patients with

pulmonary hypertension. Eur Radiol. 2006; 16:173–79. 48. Holland AE, Goldfarb JW, Edelman RR. Diaphragmatic and cardiac

motion during suspended breathing: preliminary experience and

implications for breath-hold MR imaging. Radiology. 1998; 209:483–89. 49. Foo TK, Bernstein MA, Aisen AM, Hernandez RJ, Collick BD, Bernstein T.

Improved ejection fraction and flow velocity estimates with use of view

sharing and uniform repetition time excitation with fast cardiac

techniques. Radiology. 1995; 195:471–78. 50. Robbers-Visser D, Boersma E, Helbing WA. Normal biventricular

function, volumes, and mass in children aged 8 to 17 years. J Magn

Reson Imaging. 2009; 29:552–59. 51. Fratz S, Schuhbaeck A, Buchner C, Busch R, Meierhofer C, Martinoff S,

Hess J, Stern H. Comparison of accuracy of axial slices versus short-axis

slices for measuring ventricular volumes by cardiac magnetic resonance

in patients with corrected tetralogy of fallot. Am J Cardiol. 2009;

103:1764–69. 52. Sarikouch S, Peters B, Gutberlet M, Leismann B, Kelter-Kloepping A,

Koerperich H, Kuehne T, Beerbaum P. Sex-specific pediatric percentiles

for ventricular size and mass as reference values for cardiac MRI: assessment by steady-state free-precession and phase-contrast MRI

flow. Circ Cardiovasc Imaging. 2010; 3:65–76. 53. Buechel EV, Kaiser T, Jackson C, Schmitz A, Kellenberger CJ. Normal

rightand left ventricular volumes and myocardial mass in children

measured by steady state free precession cardiovascular magnetic

resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2009; 11:19. 54. Alfakih K, Plein S, Bloomer T, Jones T, Ridgway J, Sivananthan M.

Comparison of right ventricular volume measurements between axial

and short axis orientation using steady-state free precession magnetic

resonance imaging. J Magn Reson Imaging. 2003; 18:25–32. 55. Fratz S, Janello C, Muller D, Seligmann M, Meierhofer C, Schuster T,

Schreiber C, Martinoff S, Hess J, Kuhn A, et al. The functional right

ventricle and tricuspid regurgitation in Ebstein’s anomaly. Int J Cardiol.

2013; 167:258–61. 56. Mooij CF, de Wit CJ, Graham DA, Powell AJ, Geva T. Reproducibility of

MRI measurements of right ventricular size and function in patients

with normal and dilated ventricles. J Magn Reson Imaging. 2008; 28:67–

73. 57. Kirschbaum SW, Baks T, Gronenschild EH, Aben JP, Weustink AC,

Wielopolski PA, Krestin GP, de Feyter PJ, van Geuns RJ. Addition of the

long-axis information to short-axis contours reduces interstudy

variability of left-ventricular analysis in cardiac magnetic resonance

studies. Invest Radiol. 2008; 43:1–6. 58. Winter MM, Bernink FJ, Groenink M, Bouma BJ, van Dijk AP, Helbing

WA, Tijssen JG, Mulder BJ. Evaluating the systemic right ventricle by

CMR: the importance of consistent and reproducible delineation of the

cavity. J Cardiovasc Magn Reson. 2008; 10:40. 59. Sievers B, Kirchberg S, Bakan A, Franken U, Trappe HJ. Impact of

papillary muscles in ventricular volume and ejection fraction

assessment by cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn

Reson. 2004; 6:9–16. 60. Papavassiliu T, Kuhl HP, Schroder M, Suselbeck T, Bondarenko O, Bohm

CK, Beek A, Hofman MM, van Rossum AC. Effect of endocardial

trabeculae on left ventricular measurements and measurement

reproducibility at cardiovascular MR imaging. Radiology. 2005; 236:57–

64. 61. Janik M, Cham MD, Ross MI, Wang Y, Codella N, Min JK, Prince MR,

Manoushagian S, Okin PM, Devereux RB, Weinsaft JW. Effects of

papillary muscles and trabeculae on left ventricular quantification:

increased impact of methodological variability in patients with left

ventricular hypertrophy. J Hypertens. 2008; 26:1677–85. 62. Alfakih K, Plein S, Thiele H, Jones T, Ridgway JP, Sivananthan MU.

Normal human left and right ventricular dimensions for MRI as assessed


Page 28 of 31

by turbo gradient echo and steady-state free precession imaging

sequences. J Magn Reson Imaging. 2003; 17:323–29. 63. Hudsmith LE, Petersen SE, Francis JM, Robson MD, Neubauer S. Normal

human left and right ventricular and left atrial dimensions using steady

state free precession magnetic resonance imaging. J Cardiovasc Magn

Reson. 2005; 7:775–82. 64. Sluysmans T, Colan SD. Theoretical and empirical derivation of

cardiovascular allometric relationships in children. J Appl Physiol. 2005;

99:445–57. 65. Dewey FE, Rosenthal D, Murphy DJ Jr, Froelicher VF, Ashley EA. Does

size matter? Clinical applications of scaling cardiac size and function for

body size. Circulation. 2008; 117:2279–87. 66. Luijnenburg SE, Robbers-Visser D, Moelker A, Vliegen HW, Mulder BJ,

Helbing WA. Intra-observer and interobserver variability of

biventricular function, volumes and mass in patients with congenital

heart disease measured by CMR imaging. Int J Cardiovasc Imaging.

2010; 26:57–64. 67. Beerbaum P, Barth P, Kropf S, Sarikouch S, Kelter-Kloepping A, Franke

D, Gutberlet M, Kuehne T. Cardiac function by MRI in congenital heart

disease: impact of consensus training on interinstitutional variance. J

Magn Reson Imaging. 2009; 30:956–66. 68. Blalock SE, Banka P, Geva T, Powell AJ, Zhou J, Prakash A. Interstudy

variability in cardiac magnetic resonance imaging measurements of

ventricular volume, mass, and ejection fraction in repaired tetralogy of

Fallot: A prospective observational study. J Magn Reson Imaging. 2013.

doi:10.1002/jmri.24050. 69. Buechel ER, Dave HH, Kellenberger CJ, Dodge-Khatami A, Pretre R,

Berger F, Bauersfeld U. Remodelling of the right ventricle after early

pulmonary valve replacement in children with repaired tetralogy of

Fallot: assessment by cardiovascular magnetic resonance. Eur Heart J.

2005; 26:2721–27. 70. Powell AJ, Geva T. Blood Flow Measurement by Magnetic Resonance

Imaging in Congenital Heart Disease. Pediatr Cardiol. 2000; 21:47–58. 71. Lotz J, Meier C, Leppert A, Galanski M. Cardiovascular flow

measurement with phase-contrast MR imaging: basic facts and

implementation. RadioGraphics. 2002; 22:651–71. 72. Gatehouse PD, Keegan J, Crowe LA, Masood S, Mohiaddin RH, Kreitner

KF, Firmin DN. Applications of phase-contrast flow and velocity imaging

in cardiovascular MRI. Eur Radiol. 2005; 15:2172–84. 73. Chai P, Mohiaddin R. How we perform cardiovascular magnetic

resonance flow assessment using phase-contrast velocity mapping. J

Cardiovasc Magn Reson. 2005; 7:705–16. 74. Hundley WG, Li HF, Hillis LD, Meshack BM, Lange RA, Willard JE, Landau

C, Peshock RM. Quantitation of cardiac output with velocity-encoded,

phasedifference magnetic resonance imaging. Am J Cardiol. 1995;

75:1250–55. 75. Fratz S, Hager A, Busch R, Kaemmerer H, Schwaiger M, Lange R, Hess J,

Stern HC. Patients after atrial switch operation for transposition of the

great arteries can not increase stroke volume under dobutamine stress

as opposed to patients with congenitally corrected transposition. Circ J.

2008; 72:1130–35. 76. Hundley WG, Li HF, Lange RA, Pfeifer DP, Meshack BM, Willard JE,

Landau C, Willett D, Hillis LD, Peshock RM. Assessment of left-to-right

intracardiac shunting by velocity-encoded, phase-difference magnetic

resonance imaging. A comparison with oximetric and indicator dilution

techniques. Circulation. 1995; 91:2955–60. 77. Brenner LD, Caputo GR, Mostbeck G, Steiman D, Dulce M, Cheitlin MD,

O’Sullivan M, Higgins CB. Quantification of left to right atrial shunts with

velocity-encoded cine nuclear magnetic resonance imaging. J Am Coll

Cardiol. 1992; 20:1246–50. 78. Beerbaum P, Korperich H, Barth P, Esdorn H, Gieseke J, Meyer H.

Noninvasive quantification of left-to-right shunt in pediatric patients:

phase-contrast cine magnetic resonance imaging compared with

invasive oximetry. Circulation. 2001; 103:2476–82. 79. Powell AJ, Maier SE, Chung T, Geva T. Phase-velocity cine magnetic

resonance imaging measurement of pulsatile blood flow in children and

young adults: in vitro and in vivo validation. Pediatr Cardiol. 2000;

21:104–10.

80. Beerbaum P, Korperich H, Gieseke J, Barth P, Peuster M, Meyer H. Rapid

left-to-right shunt quantification in children by phase-contrast

magnetic resonance imaging combined with sensitivity encoding

(SENSE). Circulation. 2003; 108:1355–61. 81. Powell AJ, Tsai-Goodman B, Prakash A, Greil GF, Geva T. Comparison

between phase-velocity cine magnetic resonance imaging and invasive

oximetry for quantification of atrial shunts. Am J Cardiol. 2003;

91:1523–25. 82. Fratz S, Hess J, Schwaiger M, Martinoff S, Stern HC. More accurate

quantification of pulmonary blood flow by magnetic resonance imaging

than by lung perfusion scintigraphy in patients with fontan circulation.

Circulation. 2002; 106:1510–13. 83. Roman KS, Kellenberger CJ, Farooq S, MacGowan CK, Gilday DL, Yoo SJ.

Comparative imaging of differential pulmonary blood flow in patients

with congenital heart disease: magnetic resonance imaging versus lung

perfusion scintigraphy. Pediatr Radiol. 2005; 35:295–301. 84. Caputo GR, Kondo C, Masui T, Geraci SJ, Foster E, O’Sullivan MM,

Higgins CB. Right and left lung perfusion: in vitro and in vivo validation

with obliqueangle, velocity-encoded cine MR imaging. Radiology. 1991;

180:693–98. 85. Sridharan S, Derrick G, Deanfield J, Taylor AM. Assessment of

differential branch pulmonary blood flow: a comparative study of phase

contrast magnetic resonance imaging and radionuclide lung perfusion

imaging. Heart. 2006; 92:963–68. 86. Holmqvist C, Oskarsson G, Stahlberg F, Thilen U, Bjorkhem G, Laurin S.

Functional evaluation of extracardiac ventriculopulmonary conduits

and of the right ventricle with magnetic resonance imaging and velocity

mapping. Am J Cardiol. 1999; 83:926–32. 87. Rebergen SA, van der Wall EE, Doornbos J, de Roos A. Magnetic

resonance measurement of velocity and flow: technique, validation,

and cardiovascular applications. Am Heart J. 1993; 126:1439–56. 88. Kon MW, Myerson SG, Moat NE, Pennell DJ. Quantification of

regurgitant fraction in mitral regurgitation by cardiovascular magnetic

resonance: comparison of techniques. J Heart Valve Dis. 2004; 13:600–07.

89. Kutty S, Whitehead KK, Natarajan S, Harris MA, Wernovsky G, Fogel MA.

Qualitative echocardiographic assessment of aortic valve regurgitation

with quantitative cardiac magnetic resonance: a comparative study.

Pediatr Cardiol. 2009; 30:971–77. 90. Ley S, Eichhorn J, Ley-Zaporozhan J, Ulmer H, Schenk JP, Kauczor HU,

Arnold R. Evaluation of aortic regurgitation in congenital heart disease:

value of MR imaging in comparison to echocardiography. Pediatr

Radiol. 2007; 37:426–36. 91. Sondergaard L, Lindvig K, Hildebrandt P, Thomsen C, Stahlberg F, Joen

T, Henriksen O. Quantification of aortic regurgitation by magnetic

resonance velocity mapping. Am Heart J. 1993; 125:1081–90. 92. Niezen RA, Helbing WA, van der Wall EE, van der Geest RJ, Rebergen SA,

de Roos A. Biventricular systolic function and mass studied with MR

imaging in children with pulmonary regurgitation after repair for

tetralogy of Fallot. Radiology. 1996; 201:135–40. 93. Dulce MC, Mostbeck GH, O’Sullivan M, Cheitlin M, Caputo GR, Higgins

CB. Severity of aortic regurgitation: interstudy reproducibility of

measurements with velocity-encoded cine MR imaging. Radiology.

1992; 185:235–40. 94. Mahle WT, Parks WJ, Fyfe DA, Sallee D. Tricuspid regurgitation in

patients with repaired Tetralogy of Fallot and its relation to right

ventricular dilatation. Am J Cardiol. 2003; 92:643–45. 95. Whitehead KK, Gillespie MJ, Harris MA, Fogel MA, Rome JJ. Noninvasive

quantification of systemic-to-pulmonary collateral flow: a major source

of inefficiency in patients with superior cavopulmonary connections.

Circ Cardiovasc Imaging. 2009; 2:405–11. 96. Grosse-Wortmann L, Al-Otay A, Yoo SJ. Aortopulmonary collaterals

after bidirectional cavopulmonary connection or Fontan completion: quantification with MRI. Circ Cardiovasc Imaging. 2009; 2:219–25.

97. Prakash A, Rathod RH, Powell AJ, McElhinney DB, Banka P, Geva T.

Relation of systemic-to-pulmonary artery collateral flow in single

ventricle physiology to palliative stage and clinical status. Am J Cardiol.

2012; 109:1038–45.

http://dx.doi.org/10.1002/jmri.24050


Page 29 of 31

98. Rupprecht T, Nitz W, Wagner M, Kreissler P, Rascher W, Hofbeck M.

Determination of the pressure gradient in children with coarctation of

the aorta by low-field magnetic resonance imaging. Pediatr Cardiol.

2002; 23:127–31. 99. Ebbers T, Wigstrom L, Bolger AF, Engvall J, Karlsson M. Estimation of

relative cardiovascular pressures using time-resolved three-

dimensional phase contrast MRI. Magn Reson Med. 2001; 45:872–79. 100. Oshinski JN, Parks WJ, Markou CP, Bergman HL, Larson BE, Ku DN,

Mukundan S Jr, Pettigrew RI. Improved measurement of pressure

gradients in aortic coarctation by magnetic resonance imaging. J Am

Coll Cardiol. 1996; 28:1818–26. 101. Mohiaddin RH, Kilner PJ, Rees S, Longmore DB. Magnetic resonance

volume flow and jet velocity mapping in aortic coarctation. J Am Coll

Cardiol. 1993; 22:1515–21. 102. Sakuma H, Kawada N, Kubo H, Nishide Y, Takano K, Kato N, Takeda K.

Effect of breath holding on blood flow measurement using fast velocity

encoded cine MRI. Magn Reson Med. 2001; 45:346–48. 103. Johansson B, Babu-Narayan SV, Kilner PJ. The effects of breath-holding

on pulmonary regurgitation measured by cardiovascular magnetic

resonance velocity mapping. J Cardiovasc Magn Reson. 2009; 11:1. 104. Ley S, Fink C, Puderbach M, Zaporozhan J, Plathow C, Eichinger M,

Hosch W, Kreitner KF, Kauczor HU. MRI Measurement of the hemodynamics of

the pulmonary and systemic arterial circulation: influence of breathing

maneuvers. AJR Am J Roentgenol. 2006; 187:439–44. 105. Prakash A, Garg R, Marcus EN, Reynolds G, Geva T, Powell AJ. Faster

flow quantification using sensitivity encoding for velocity-encoded cine

magnetic resonance imaging: in vitro and in vivo validation. J Magn

Reson Imaging. 2006; 24:676–82. 106. Thunberg P, Karlsson M, Wigstrom L. Accuracy and reproducibility in

phase contrast imaging using SENSE. Magn Reson Med. 2003; 50:1061–

68. 107. Tang C, Blatter DD, Parker DL. Accuracy of phase-contrast flow

measurements in the presence of partial-volume effects. J Magn Reson

Imaging. 1993; 3:377–85. 108. Hofman MB, Visser FC, van Rossum AC, Vink QM, Sprenger M,

Westerhof N. In vivo validation of magnetic resonance blood volume

flow measurements with limited spatial resolution in small vessels.

Magn Reson Med. 1995; 33:778–84. 109. Chatzimavroudis GP, Oshinski JN, Franch RH, Pettigrew RI, Walker PG,

Yoganathan AP. Quantification of the aortic regurgitant volume with

magnetic resonance phase velocity mapping: a clinical investigation of

the importance of imaging slice location. J Heart Valve Dis. 1998; 7:94–

101. 110. Kilner PJ, Gatehouse PD, Firmin DN. Flow measurement by magnetic

resonance: a unique asset worth optimising. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9:723–28.

111. Kozerke S, Schwitter J, Pedersen EM, Boesiger P. Aortic and mitral

regurgitation: quantification using moving slice velocity mapping. J Magn Reson Imaging. 2001; 14:106–12.

112. Myerson SG. Heart valve disease: investigation by cardiovascular

magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2012; 14:7. 113. Cawley PJ, Maki JH, Otto CM. Cardiovascular magnetic resonance

imaging for valvular heart disease: technique and validation.

Circulation. 2009; 119:468–78. 114. Gelfand EV, Hughes S, Hauser TH, Yeon SB, Goepfert L, Kissinger KV,

Rofsky NM, Manning WJ. Severity of mitral and aortic regurgitation as

assessed by cardiovascular magnetic resonance: optimizing correlation

with Doppler echocardiography. J Cardiovasc Magn Reson. 2006;

8:503–07. 115. Hundley WG, Li HF, Willard JE, Landau C, Lange RA, Meshack BM, Hillis

LD, Peshock RM. Magnetic resonance imaging assessment of the

severity of mitral regurgitation. Comparison with invasive techniques.

Circulation. 1995; 92:1151–58.

116. Rebergen SA, Helbing WA, van der Wall EE, Maliepaard C, Chin JG, de,

Roos A. MR velocity mapping of tricuspid flow in healthy children and

in patients who have undergone Mustard or Senning repair.

Radiology. 1995; 194:505–12. 117. Fujita N, Chazouilleres AF, Hartiala JJ, O’Sullivan M, Heidenreich P,

Kaplan JD, Sakuma H, Foster E, Caputo GR, Higgins CB. Quantification of

mitral regurgitation by velocity-encoded cine nuclear magnetic

resonance imaging. J Am Coll Cardiol. 1994; 23:951–58. 118. Kayser HW, Stoel BC, van der Wall EE, van der Geest RJ, de Roos A. MR

velocity mapping of tricuspid flow: correction for through-plane

motion. J Magn Reson Imaging. 1997; 7:669–73. 119. Westenberg JJ, Roes SD, Ajmone Marsan N, Binnendijk NM, Doornbos

J, Bax JJ, Reiber JH, de Roos A, van der Geest RJ. Mitral valve and

tricuspid valve blood flow: accurate quantification with 3D velocity-

encoded MR imaging with retrospective valve tracking. Radiology.

2008; 249:792–800. 120. Gatehouse PD, Rolf MP, Graves MJ, Hofman

MB, Totman J, Werner B, Quest RA, Liu Y, von Spiczak J, Dieringer M, et

al. Flow measurement by cardiovascular magnetic resonance: a multi-

centre multi-vendor study of background phase offset errors that can

compromise the accuracy of derived regurgitant or shunt flow

measurements. J Cardiovasc Magn Reson. 2010; 12:5. 121. Pelc NJ. Flow quantification and analysis methods. Magn Reson Imaging

Clin N Am. 1995; 3:413–24. 122. Chernobelsky A, Shubayev O, Comeau CR, Wolff SD. Baseline correction

of phase contrast images improves quantification of blood flow in the

great vessels. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9:681–85. 123. Miller TA, Landes AB, Moran AM. Improved accuracy in flow mapping

of congenital heart disease using stationary phantom technique. J Cardiovasc Magn Reson. 2009; 11:52.

124. Holland BJ, Printz BF, Lai WW. Baseline correction of phase-contrast

images in congenital cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc

Magn Reson. 2010; 12:11. 125. van der Hulst AE, Westenberg JJ, Kroft LJ, Bax JJ, Blom NA, de Roos A,

Roest AA. Tetralogy of fallot: 3D velocity-encoded MR imaging for evaluation of right ventricular valve flow and diastolic function in patients after

correction. Radiology. 2010; 256:724–34. 126. Hsiao A, Lustig M, Alley MT, Murphy M, Chan FP, Herfkens RJ,

Vasanawala SS. Rapid pediatric cardiac assessment of flow and

ventricular volume with compressed sensing parallel imaging

volumetric cine phasecontrast MRI. AJR Am J Roentgenol. 2012;

198:W250–259. 127. Hsiao A, Lustig M, Alley MT, Murphy MJ, Vasanawala SS. Evaluation of

valvular insufficiency and shunts with parallel-imaging

compressedsensing 4D phase-contrast MR imaging with stereoscopic

3D velocityfusion volume-rendered visualization. Radiology. 2012;

265:87–95. 128. Roes SD, Hammer S, van der Geest RJ, Marsan NA, Bax JJ, Lamb HJ,

Reiber JH, de Roos A, Westenberg JJ. Flow assessment through four

heart valves simultaneously using 3-dimensional 3-directional velocity-

encoded magnetic resonance imaging with retrospective valve tracking

in healthy volunteers and patients with valvular regurgitation. Invest

Radiol. 2009; 44:669–75.

129. Brandts A, Bertini M, van Dijk EJ, Delgado V, Marsan NA, van der Geest

RJ, Siebelink HM, de Roos A, Bax JJ, Westenberg JJ. Left ventricular

diastolic function assessment from three-dimensional three-directional

velocityencoded MRI with retrospective valve tracking. J Magn Reson

Imaging. 2011; 33:312–19.

130. Schwitter J, Wacker CM, van Rossum AC, Lombardi M, Al-Saadi N,

Ahlstrom H, Dill T, Larsson HB, Flamm SD, Marquardt M, Johansson L.

MR-IMPACT: comparison of perfusion-cardiac magnetic resonance with

single-photon emission computed tomography for the detection of

coronary artery disease in a multicentre, multivendor, randomized trial.

Eur Heart J. 2008; 29:480–89. 131. Nandalur KR, Dwamena BA, Choudhri AF, Nandalur MR, Carlos RC.

Diagnostic performance of stress cardiac magnetic resonance imaging

in the detection of coronary artery disease: a meta-analysis. J Am Coll

Cardiol. 2007; 50:1343–53.


Page 30 of 31

132. Paetsch I, Jahnke C, Wahl A, Gebker R, Neuss M, Fleck E, Nagel E.

Comparison of dobutamine stress magnetic resonance, adenosine

stress magnetic resonance, and adenosine stress magnetic resonance

perfusion. Circulation. 2004; 110:835–42. 133. Greenwood JP, Maredia N, Younger JF, Brown JM, Nixon J, Everett CC,

Bijsterveld P, Ridgway JP, Radjenovic A, Dickinson CJ, et al.

Cardiovascular magnetic resonance and single-photon emission

computed tomography for diagnosis of coronary heart disease (CE-

MARC): a prospective trial. Lancet. 2012; 379:453–60.

134. Jahnke C, Nagel E, Gebker R, Kokocinski T, Kelle S, Manka R, Fleck E,

Paetsch I. Prognostic value of cardiac magnetic resonance stress tests:

adenosine stress perfusion and dobutamine stress wall motion imaging.

Circulation. 2007; 115:1769–76.

135. Ingkanisorn WP, Kwong RY, Bohme NS, Geller NL, Rhoads KL, Dyke CK,

Paterson DI, Syed MA, Aletras AH, Arai AE. Prognosis of negative

adenosine stress magnetic resonance in patients presenting to an

emergency department with chest pain. J Am Coll Cardiol. 2006;

47:1427–32. 136. Buechel ER, Balmer C, Bauersfeld U, Kellenberger CJ, Schwitter J.

Feasibility of perfusion cardiovascular magnetic resonance in paediatric

patients. J Cardiovasc Magn Reson. 2009; 11:51.

137. Taylor AM, Dymarkowski S, De Meerleer K, Hamaekers P, Gewillig M,

Mertens L, Bogaert J. Validation and application of single breath-hold

cine cardiac MR for ventricular function assessment in children with

congenital heart disease at rest and during adenosine stress. J

Cardiovasc Magn Reson. 2005; 7:743–51. 138. Manso B, Castellote A, Dos L, Casaldaliga J. Myocardial perfusion

magnetic resonance imaging for detecting coronary function anomalies

in asymptomatic paediatric patients with a previous arterial switch

operation for the transposition of great arteries. Cardiol Young. 2010;

20:410–17. 139. Prakash A, Powell AJ, Krishnamurthy R, Geva T. Magnetic resonance

imaging evaluation of myocardial perfusion and viability in congenital

and acquired pediatric heart disease. Am J Cardiol. 2004; 93:657–61. 140. Cook SC, Ferketich AK, Raman SV. Myocardial ischemia in asymptomatic

adults with repaired aortic coarctation. Int J Cardiol. 2009; 133:95–101. 141. Strigl S, Beroukhim R, Valente AM, Annese D, Harrington JS, Geva T,

Powell AJ. Feasibility of dobutamine stress cardiovascular magnetic

resonance imaging in children. J Magn Reson Imaging. 2009; 29:313–

19. 142. Kellman P, Arai AE. Imaging sequences for first pass perfusion –a

review. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9:525–37.

143. Kramer CM, Barkhausen J, Flamm SD, Kim RJ, Nagel E. Standardized

cardiovascular magnetic resonance imaging (CMR) protocols, society

for cardiovascular magnetic resonance: board of trustees task force on

standardized protocols. J Cardiovasc Magn Reson. 2008; 10:35. 144. Gebker R, Schwitter J, Fleck E, Nagel E. How we perform myocardial

perfusion with cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn

Reson. 2007; 9:539–47. 145. Gerber BL, Raman SV, Nayak K, Epstein FH, Ferreira P, Axel L,

Kraitchman DL. Myocardial first-pass perfusion cardiovascular magnetic

resonance: history, theory, and current state of the art. J Cardiovasc

Magn Reson. 2008; 10:18. 146. Jerosch-Herold M. Quantification of myocardial perfusion by

cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2010;

12:57. 147. Klem I, Heitner JF, Shah DJ, Sketch MH Jr, Behar V,

Weinsaft J, Cawley P, Parker M, Elliott M, Judd RM, Kim RJ. Improved

detection of coronary artery disease by stress perfusion cardiovascular

magnetic resonance with the use of delayed enhancement infarction

imaging. J Am Coll Cardiol. 2006; 47:1630–38. 148. Cerqueira MD. Standardized Myocardial Segmentation and

Nomenclature for Tomographic Imaging of the Heart: A Statement for

Healthcare Professionals From the Cardiac Imaging Committee of the

Council on Clinical Cardiology of the American Heart Association.

Circulation. 2002; 105:539–42. 149. Arai AE. Magnetic resonance first-pass myocardial perfusion imaging.

Top Magn Reson Imaging. 2000; 11:383–98. 150. Amado LC, Gerber BL, Gupta SN, Rettmann DW, Szarf G, Schock R, Nasir

K, Kraitchman DL, Lima JA. Accurate and objective infarct sizing by

contrastenhanced magnetic resonance imaging in a canine myocardial

infarction model. J Am Coll Cardiol. 2004; 44:2383–89. 151. Kehr E, Sono M, Chugh SS, Jerosch-Herold M. Gadolinium-enhanced

magnetic resonance imaging for detection and quantification of fibrosis

in human myocardium in vitro. Int J Cardiovasc Imaging. 2008; 24:61–

8. 152. Wagner A, Mahrholdt H, Holly TA, Elliott MD, Regenfus M, Parker M,

Klocke FJ, Bonow RO, Kim RJ, Judd RM. Contrast-enhanced MRI and

routine single photon emission computed tomography (SPECT)

perfusion imaging for detection of subendocardial myocardial infarcts:

an imaging study. Lancet. 2003; 361:374–79. 153. Babu-Narayan SV, Kilner PJ, Li W, Moon JC, Goktekin O, Davlouros PA,

Khan M, Ho SY, Pennell DJ, Gatzoulis MA. Ventricular fibrosis suggested

by cardiovascular magnetic resonance in adults with repaired tetralogy

of fallot and its relationship to adverse markers of clinical outcome. Circulation. 2006; 113:405–13.

154. Oosterhof T, Mulder BJ, Vliegen HW, De RA. Corrected tetralogy of

Fallot: delayed enhancement in right ventricular outflow tract.

Radiology. 2005; 237:868–71. 155. Wald RM, Haber I, Wald R, Valente AM, Powell AJ, Geva T. Effects of

regional dysfunction and late gadolinium enhancement on global right

ventricular function and exercise capacity in patients with repaired

tetralogy of Fallot. Circulation. 2009; 119:1370–77. 156. Babu-Narayan SV, Goktekin O, Moon JC, Broberg CS, Pantely GA,

Pennell DJ, Gatzoulis MA, Kilner PJ. Late gadolinium enhancement

cardiovascular magnetic resonance of the systemic right ventricle in

adults with previous atrial redirection surgery for transposition of the

great arteries. Circulation. 2005; 111:2091–98. 157. Rathod RH, Prakash A, Powell AJ, Geva T. Myocardial fibrosis identified

by cardiac magnetic resonance late gadolinium enhancement is

associated with adverse ventricular mechanics and ventricular

tachycardia late after Fontan operation. J Am Coll Cardiol. 2010;

55:1721–28. 158. Giardini A, Lovato L, Donti A, Formigari R, Oppido G, Gargiulo G, Picchio

FM, Fattori R. Relation between right ventricular structural alterations

and markers of adverse clinical outcome in adults with systemic right

ventricle and either congenital complete (after Senning operation) or

congenitally corrected transposition of the great arteries. Am J Cardiol. 2006; 98:1277–82.

159. La Salvia EA, Gilkeson RC, Dahms BB, Siwik E. Delayed contrast

enhancement magnetic resonance imaging in congenital aortic

stenosis. Pediatr Cardiol. 2006; 27:388–90.

160. Robinson JD, Del Nido PJ, Geggel RL, Perez-Atayde AR, Lock JE, Powell

AJ. Left ventricular diastolic heart failure in teenagers who underwent

balloon aortic valvuloplasty in early infancy. Am J Cardiol. 2010;

106:426–29. 161. Liang XC, Lam WW, Cheung EW, Wu AK, Wong SJ, Cheung YF. Restrictive

right ventricular physiology and right ventricular fibrosis as assessed by

cardiac magnetic resonance and exercise capacity after biventricular

repair of pulmonary atresia and intact ventricular septum. Clin Cardiol. 2010; 33:104–10.

162. Fratz S, Hager A, Schreiber C, Schwaiger M, Hess J, Stern HC. Long-term

myocardial scarring after operation for anomalous left coronary artery

from the pulmonary artery. Ann Thorac Surg. 2011; 92:1761–65. 163. Tworetzky W, del Nido PJ, Powell AJ, Marshall AC, Lock JE, Geva T.

Usefulness of magnetic resonance imaging of left ventricular

endocardial fibroelastosis in infants after fetal intervention for aortic

valve stenosis. Am J Cardiol. 2005; 96:1568–70. 164. Stranzinger E, Ensing GJ, Hernandez RJ. MR findings of endocardial

fibroelastosis in children. Pediatr Radiol. 2008; 38:292–96.


Page 31 of 31

165. Harris MA, Johnson TR, Weinberg PM, Fogel MA. Delayed-

enhancement cardiovascular magnetic resonance identifies fibrous

tissue in children after surgery for congenital heart disease. J Thorac

Cardiovasc Surg. 2007; 133:676–81. 166. Fratz S, Hauser M, Bengel FM, Hager A, Kaemmerer H, Schwaiger M,

Hess J, Stern HC. Myocardial scars determined by delayed-

enhancement magnetic resonance imaging and positron emission

tomography are not common in right ventricles with systemic function

in long-term follow up. Heart. 2006; 92:1673–77. 167. Kuhl HP, Papavasiliu TS, Beek AM, Hofman MB, Heusen NS, van Rossum

AC. Myocardial viability: rapid assessment with delayed contrast-

enhanced MR imaging with three-dimensional inversion-recovery

prepared pulse sequence. Radiology. 2004; 230:576–82. 168. Foo TK, Stanley DW, Castillo E, Rochitte CE, Wang Y, Lima JA, Bluemke

DA, Wu KC. Myocardial viability: breath-hold 3D MR imaging of delayed

hyperenhancement with variable sampling in time. Radiology. 2004;

230:845–51. 169. Kellman P, Arai AE, McVeigh ER, Aletras AH. Phase-sensitive inversion

recovery for detecting myocardial infarction using gadolinium-delayed

hyperenhancement. Magn Reson Med. 2002; 47:372–83. 170. Desai MY, Gupta S, Bomma C, Tandri H, Foo TK, Lima JA, Bluemke DA.

The apparent inversion time for optimal delayed enhancement

magnetic resonance imaging differs between the right and left

ventricles. J Cardiovasc Magn Reson. 2005; 7:475–79.

171. Amano Y, Kumazaki T. Differences in null points between the left and

right ventricles in contrast-enhanced inversion recovery MR imaging in

patients with cardiac diseases. Comput Med Imaging Graph. 2006;

30:147–51. 172. Grosse-Wortmann L, Macgowan CK, Vidarsson L, Yoo SJ. Late

gadolinium enhancement of the right ventricular myocardium: is it

really different from the left? J Cardiovasc Magn Reson. 2008; 10:20. 173. Hsu LY, Natanzon A, Kellman P, Hirsch GA, Aletras AH, Arai AE.

Quantitative myocardial infarction on delayed enhancement MRI. Part

I: Animal validation of an automated feature analysis and combined

thresholding infarct sizing algorithm. J Magn ResonImaging. 2006;

23:298–308. 174. Kim RJ, Shah DJ, Judd RM. How we perform delayed enhancement

Translator: Marian Pop, MD, PhD

*Tîrgu Mureș Emergency Institute for Cardiovascular Diseases

and Transplant

Institutul de Urgență pentru Boli Cardiovasculare și Transplant

Tîrgu Mureș

Reviewer: Veronica-Maria Marcu, MD

Emergency Hospital for Children "M.S.Curie" Bucharest. Translation Committee

A"Á"

A"A"

Documents

cardiace - cdn.ymaws.com · cardiace congenitale: recomandările grupului de experți SMR in boli cardiace congenitale Sohrab Fratz 1* , Taylor Chung 2 , Gerald F Greil 3 , Margaret