Fratz et al. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2013, 15:51 DECLARAȚIE DE POZIȚIE Open Access ATENȚIE:

Transcriere

1 DECLARAȚIE DE POZIȚIE Open Access 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 Fratz 1*, Taylor Chung 2, Gerald F Greil 3, Margaret M Samyn 4, Andrew M Taylor 5, Emanuela R Valsangiacomo Buechel 6, Shi-Joon Yoo 7 and Andrew J Powell 8 * 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 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 * Corespondență: fratz@dhm.mhn.de; andrew.powell@cardio.chboston.org 1 Department of Pediatric Cardiology and Congenital Heart Disease, Deutsches Herzzentrum München (German Heart Center Munich) of the Technical University Munich, Munich, Germany 8 Department 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 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

2 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. Page 2 of 31 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 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

3 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 Page 3 of 31 fost raportate cazuri de NSF la prematuri sau nounăscuții 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.

4 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 Page 4 of 31 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. 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 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 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.

5 Page 5 of 31 Tabel 1 Fast (turbo) spin echo Sugar/Copil mic Copil mare/adult In-plane resolution (mm) Grosime slice (mm) Echo train length Image acquisition timing 3-4 R-R 1-2 R-R Respiratory compensation Free-breathing Breath-holding Breath-holding Number of signal averages Trigger delay Diastola sau sistola Diastola diastolei; în timp ce la frecvențe mai mari cardiace (> 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. Tabel 2 Cine steady-state free precession Sugar/Copil mic 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 multilocațional, 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 Copil mare/adult In-plane resolution (mm) Grosime slice (mm) Inter slice gap (mm) Respiratory compensation Free-breathing Breath-holding Breath-holding Number of signal averages Reconstructed phases per R-R interval ECG Gating Retrospectiv

6 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. 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). 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 Page 6 of 31 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 Tablel 3 Secvențe 3D cu sincronizare respiratorie si ecg (navigator) Sugar/copil mic Copil mare/adult Isotropic resolution (mm 3 ) Navigator window (mm) 3 5 Image acquisition duration (ms) Trigger delay Telesistolic sau medio-diastolic Medio-diastolic 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. 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

7 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 Page 7 of 31 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).

8 Page 8 of 31 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 triggerului 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 (> 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 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 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. 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.

9 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 Page 9 of 31 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)

10 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 Page 10 of 31 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.

11 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 planuriax 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 Page 11 of 31 includ 1) planificarea simplă în special la pacienții cu morfologie ventriculară complexă, 2) identificarea mai ușoară a limitei atrioventriculare în timpul postprocesării 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 (V ENC ) setat incorect la 200cm/ sec (rândul de sus) și apoi cu V ENC 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 V ENC de 200 cm/sec, dar nu la unul de 300 cm/sec (E și F).

12 Page 12 of 31 Tabelul 4 Secvențe PC CMR pentru determinări cantitative ale fluxului Sugar/copil mic Copil mare/adult In-plane resolution (mm) Slice thickness (mm) Number of signal averages 3 Reconstructed phases per R-R interval Velocity encoding (cm/s) Artery 200, vein 100, atrioventricular-valve inflow 150 Cardiac/respiratory motion 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 / m 2 ) poate Retrospective ECG-gating with free-breathing 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

13 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 [ ] 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 subsampling-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 (V ENC ) înainte de a achiziționa secvența; vitezele care depășesc acest interval vor determina aliasing și vor fi false (Figura 9). Se recomandă ca V ENC să fie setat la aproximativ 25% peste viteza maximă așteptată, astfel Page 13 of 31 încât să se optimizeze intervalul dinamic. Atunci când viteza sângelui este crescută, cum ar fi în cazul stenozelor valvulare sau vasculare, alegerea valorii V ENC 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 softwareului 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, ]. Fluxul la nivelul valvei atrioventriculare poate fi de asemenea cuantificat direct cu PC CMR prin prescrierea

14 Page 14 of 31 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). 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 telesistolică. 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 V ENC, 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 [ ]. Miscarea prin planul de achiziție a cordului și a vaselor de sânge poate influența acuratețea măsurătorilor de

15 Page 15 of 31 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. 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, ]. 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.

16 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 [ ]. 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 [ ]. 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). Tabel 5 Perfuzie miocardică la prima trecere (first pass perfusion)- secvențe gradient echo în ponderație T1 Sugar/copil mic Copil mare/adult In-plane resolution (mm) Slice thickness (mm) Image acquisition timing 1 R-R or 2 R-R 1 R-R 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 Page 16 of 31 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 [ ]; 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

17 Page 17 of 31 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 sliceurilor 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. 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 (subendocardic) 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

18 Page 18 of 31 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. 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 [ ]. 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[ ], 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, ]. 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 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 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. inversiune și achiziția imaginii, cunoscut ca timpul de inversiune (TI), trebuie să fie setat pentru anularea

19 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 Tabel 6 Gradient eco IR în ponderație T1 pentru secvențe destinate prizei tardive de contrast. Sugar/Copil mic Copil mare/ adult In-plane resolution (mm) Slice thickness (mm) Views per segment Number of signal averages Image acquisition timing 3 R-R or 4 R-R 2 R-R Trigger delay Diastole or systole Diastole 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 Page 19 of 31 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 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.

20 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 Page 20 of 31 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) Imagistica standard: 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

21 Elemente cheie de raportat: localizarea LGE, extensia și afectarea în grosime a peretelui cardiac Coarctația de aortă înainte și dupa corecție Imagistica standard: 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 Imagistica standard: 1. Modulul de ventriculografie 2. Cine CMR: în axul lung al planului tractului de ieșire al ventriculului drept Page 21 of Cine CMR: serie axială oblică pentru a vizualiza ramuri AP 4. CE-MRA sau 3D SSFP pentru evaluare structuri vasculare toracice 5. PC CMR: AAO, TAP, ramuri AP Examinări suplimentare/țintite pe caz: 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 Imagistica standard: 1. Cine CMR: serie axială de la mijlocul ficatului până superior de arcul aortic 2. Modulul de ventriculografie 3. Cine CMR: planuri oblice pentru vizualizarea VCS și VCI în axul lung 4. CE-MRA sau 3D SSFP pentru evaluare structuri vasculare toracice și a conductelor venoase sistemice si pulmonare (Figura 4) 5. PC CMR: AAo, TAP, ramuri pulmonare, valvă tricuspidă și mitrală Examinări suplimentare/țintite pe caz: 1. Modul LGE 2. PC CMR: VCS distal față de venă azygos și VCI atunci când este suspectată obstrucția venoasă sistemică.

22 Elemente cheie de raportat: localizarea și 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 Imagistica standard: 1. Modulul de ventriculografie 2. Cine CMR: serie de imagini paralele cu axul lung al tractului de ejecție al VD și al valvei pulmonare Page 22 of 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 Examinări suplimentare/țintite pe caz: 1. Modul LGE 2. PC CMR: valva tricuspidă si mitrală Elemente cheie de raportat: localizarea și 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 DSAului și pot fi puse in evidență DSA-uri suplimentare.

23 Qp/Qs, parametri ventriculari, incluzând volumele VD și fracția de ejecție Defect septal atrial ostium secundum Imagistica standard: 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 3. Modulul de ventriculografie 4. PC CMR: AAO, TAP Examinări suplimentare/țintite pe caz: 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 Page 23 of 31 direcția fluxului prin defectul septal atrial. 3. CR MRA sau 3D SSFP pentru evaluarea vaselor toracice Elemente cheie de raportat: numărul si localizarea defectelor, masurare arie defecte, parametrii ventriculari, Qp/Qs Retur venos pulmonar partial aberant, înainte și dupa corecție Imagistica standard: 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 3. Modulul de ventriculografie 4. CE MRA sau 3D SSFP pentru evaluarea vaselor toracice (Figura 3) 5. PC CMR: AAO, TAP, ramurile TAP Examinări suplimentare/țintite pe caz: 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. 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 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

24 Defect septal atrial sinus venosus Imagistica standard: 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) 3. Modulul de ventriculografie 4. CE MRA sau 3D SSFP pentru evaluarea vaselor toracice Page 24 of PC CMR: AAO, TAP, valva tricuspidă, valvă mitrală Examinări suplimentare/țintite pe caz: 1. Cine CMR: Serie contiguă de secțiuni orientate paralele cu planul valvei tricuspide functionale pentru a vizualiza valva en face 2. CE MRA sau 3D SSFP pentru evaluarea vaselor toracice Elemente cheie de raportat: descrierea morfologiei valvei tricuspide, regurgitarea si 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 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 Imagistica standard: 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 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 Imagistica standard: 1. Cine CMR: serie axială de la jumătatea ficatului până superior de nivelul crosei aortei 2. Modulul de ventriculografie

25 3. CR MRA sau 3D SSFP pentru vizualizarea vaselor toracice și a șunturilor chirurgicale 4. PC CMR: AAO, TAP propriu, ramuri principale arteră pulmonară Examinări suplimentare/țintite pe caz: 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 Imagistica standard: 1. Cine CMR: serie axială de la jumătatea ficatului până superior de nivelul crosei aortei 2. Cine CMR: serie de secțiuni coronale sau oblice pentru vizualizarea conductului Fontan în ax lung 3. Modulul de ventriculografie 4. CR MRA sau 3D SSFP pentru vizualizarea vaselor toracice 5. PC CMR: AAO, TAP nativ, ramurile pulmonare, VCS, VCI Examinări suplimentare/țintite pe caz: 1. Cine CMR: crosa aortei în ax lung 2. Modul LGE Page 25 of 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 3C 3-chamber 3 camere 4C 4-chamber 4 camere 3D 3dimensional 3 dimensional AAo Ascending aorta Aorta ascendenta (AoA) ASD Atrial septal defect Defect septal atrial CEMRA Contrast-enhanced magnetic resonance angiography Congenital heart disease Cardiovascular magnetic resonance Angiografie RMN cu contrast CHD Malformație cardiaca congenitală CMR 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 Priză tardivă de contrastâ enhancement 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 Angiografie RMN angiography NSF Nephrogenic systemic fibrosis Fibroza nefrogenica sistemica PAs Pulmonary arteries Artere pulmonare PC CMR Velocity-encoded phase-contrast cine CMR Pulmonary-to-systemic flow ratio Cine CRM în contrast de fază Qp/ Qs Raport al fluxului pulmonar/sistemic RV Right ventricle Ventricul drept (VD) RVOT Right ventricular Tract de ejecție al outflow tract ventriculului drept SA Short-axis Ax scurt

26 Page 26 of 31 SSFP Steady-state free Steady-state free precession 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 Conflicte de interes Autorii declară că nu au nici un conflict de interes. Interval de codare al vitezei 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: Crean A. Cardiovascular MR and CT in congenital heart disease. Heart. 2007; 93: 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: 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: 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: Prakash A, Powell AJ, Geva T. Multimodality noninvasive imaging for assessment of congenital heart disease. Circ Cardiovasc Imaging. 2010; 3: 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: 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: 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: Shellock FG, Spinazzi A. MRI Safety Update 2008: Part 2, Screening Patients for MRI. Am J Roentgenol. 2008; 191: 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: 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: 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: 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: Osborn I. Magnetic resonance imaging anesthesia: new challenges and techniques. Curr Opin Anaesthesiol. 2002; 15: 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: e 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: 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: Runge VM. Safety of approved MR contrast media for intravenous injection. J Magn Reson Imaging. 2000; 12: Prince MR, Zhang H, Zou Z, Staron RB, Brill PW. Incidence of immediate gadolinium contrast media reactions. AJR Am J Roentgenol. 2011; 196:W 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: ACR Manual on Contrast Media Version 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: Penfield JG. Nephrogenic systemic fibrosis and the use of gadoliniumbased contrast agents. Pediatr Nephrol. 2008; 23: 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: Bernstein MA, Huston J 3rd, Ward HA. Imaging artifacts at 3.0T. J Magn Reson Imaging. 2006; 24: 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: 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: 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:

27 Page 27 of 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: 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: 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: Geva T, Greil GF, Marshall AC, Landzberg M, Powell AJ. Gadoliniumenhanced 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: 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: 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: 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: 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: Goo HW, Yang DH, Park IS, Ko JK, Kim YH, Seo DM, Yun TJ, Park JJ. Timeresolved 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: 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: Sorensen TS, Korperich H, Greil GF, Eichhorn J, Barth P, Meyer H, Pedersen EM, Beerbaum P. Operator-independent isotropic threedimensional magnetic resonance imaging for morphology in congenital heart disease: a validation study. Circulation. 2004; 110: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: Alfakih K, Plein S, Thiele H, Jones T, Ridgway JP, Sivananthan MU. Normal human left and right ventricular dimensions for MRI as assessed

28 Page 28 of 31 by turbo gradient echo and steady-state free precession imaging sequences. J Magn Reson Imaging. 2003; 17: 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: Sluysmans T, Colan SD. Theoretical and empirical derivation of cardiovascular allometric relationships in children. J Appl Physiol. 2005; 99: 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: 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: 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: 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 doi: /jmri 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: Powell AJ, Geva T. Blood Flow Measurement by Magnetic Resonance Imaging in Congenital Heart Disease. Pediatr Cardiol. 2000; 21: Lotz J, Meier C, Leppert A, Galanski M. Cardiovascular flow measurement with phase-contrast MR imaging: basic facts and implementation. RadioGraphics. 2002; 22: 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: Chai P, Mohiaddin R. How we perform cardiovascular magnetic resonance flow assessment using phase-contrast velocity mapping. J Cardiovasc Magn Reson. 2005; 7: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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:

29 Page 29 of 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: Ebbers T, Wigstrom L, Bolger AF, Engvall J, Karlsson M. Estimation of relative cardiovascular pressures using time-resolved threedimensional phase contrast MRI. Magn Reson Med. 2001; 45: 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: 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: 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: 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: 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: 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: Thunberg P, Karlsson M, Wigstrom L. Accuracy and reproducibility in phase contrast imaging using SENSE. Magn Reson Med. 2003; 50: 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: 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: 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: Kilner PJ, Gatehouse PD, Firmin DN. Flow measurement by magnetic resonance: a unique asset worth optimising. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9: Kozerke S, Schwitter J, Pedersen EM, Boesiger P. Aortic and mitral regurgitation: quantification using moving slice velocity mapping. J Magn Reson Imaging. 2001; 14: Myerson SG. Heart valve disease: investigation by cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2012; 14: Cawley PJ, Maki JH, Otto CM. Cardiovascular magnetic resonance imaging for valvular heart disease: technique and validation. Circulation. 2009; 119: 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: 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: 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: 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: 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: 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 velocityencoded MR imaging with retrospective valve tracking. Radiology. 2008; 249: 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 multicentre 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: Pelc NJ. Flow quantification and analysis methods. Magn Reson Imaging Clin N Am. 1995; 3: 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: 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: Holland BJ, Printz BF, Lai WW. Baseline correction of phase-contrast images in congenital cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2010; 12: 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: 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:W 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: 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 velocityencoded magnetic resonance imaging with retrospective valve tracking in healthy volunteers and patients with valvular regurgitation. Invest Radiol. 2009; 44: 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: 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: 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:

30 Page 30 of 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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: Cook SC, Ferketich AK, Raman SV. Myocardial ischemia in asymptomatic adults with repaired aortic coarctation. Int J Cardiol. 2009; 133: 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: Kellman P, Arai AE. Imaging sequences for first pass perfusion a review. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9: 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: Gebker R, Schwitter J, Fleck E, Nagel E. How we perform myocardial perfusion with cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2007; 9: 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: Jerosch-Herold M. Quantification of myocardial perfusion by cardiovascular magnetic resonance. J Cardiovasc Magn Reson. 2010; 12: 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: 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: Arai AE. Magnetic resonance first-pass myocardial perfusion imaging. Top Magn Reson Imaging. 2000; 11: 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: 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: 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: 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: Oosterhof T, Mulder BJ, Vliegen HW, De RA. Corrected tetralogy of Fallot: delayed enhancement in right ventricular outflow tract. Radiology. 2005; 237: 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: 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: 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: 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: La Salvia EA, Gilkeson RC, Dahms BB, Siwik E. Delayed contrast enhancement magnetic resonance imaging in congenital aortic stenosis. Pediatr Cardiol. 2006; 27: 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: 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: 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: 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: Stranzinger E, Ensing GJ, Hernandez RJ. MR findings of endocardial fibroelastosis in children. Pediatr Radiol. 2008; 38:

31 Page 31 of Harris MA, Johnson TR, Weinberg PM, Fogel MA. Delayedenhancement cardiovascular magnetic resonance identifies fibrous tissue in children after surgery for congenital heart disease. J Thorac Cardiovasc Surg. 2007; 133: Fratz S, Hauser M, Bengel FM, Hager A, Kaemmerer H, Schwaiger M, Hess J, Stern HC. Myocardial scars determined by delayedenhancement magnetic resonance imaging and positron emission tomography are not common in right ventricles with systemic function in long-term follow up. Heart. 2006; 92: Kuhl HP, Papavasiliu TS, Beek AM, Hofman MB, Heusen NS, van Rossum AC. Myocardial viability: rapid assessment with delayed contrastenhanced MR imaging with three-dimensional inversion-recovery prepared pulse sequence. Radiology. 2004; 230: 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: 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: 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: 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: 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: 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: 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 A" A" Á" A" Reviewer: Veronica-Maria Marcu, MD Emergency Hospital for Children "M.S.Curie" Bucharest. Translation Committee