AbstractPurpose. We compared 3-Tesla (3-T) and 1.5-Tesla (1.5-T) cardiac magnetic resonance imaging (MRI) for theassessment of myocardial viability in nearly identicalexperimental conditions. Materials and methods. Thirty-five patients (mean age63±11; 94.2% men) submitted to primary coronaryangioplasty underwent both 3-T and 1.5-T cardiac MRI,which was considered the gold standard. Comparison wasperformed on the basis of the same viability imagingprotocol, which included resting cine-MR [balanced fast-field echo (b-FFE) sequence] followed by contrast-enhanced MR to evaluate perfusion and delayedenhancement (DE). We then performed functional indexmeasurements and visual estimation of kinesis, perfusionand DE referring to a 5-point scale. Image quality wasassessed on the basis of signal to noise ratio (SNR) andcontrast to noise ratio (CNR). Results. We found nonsignificant differences between thetwo scanners (p=NS) in measuring the functional andviability parameters. Myocardial SNR was significantlyhigher with 3-T MRI compared with 1.5-T MRI (61.3%gain). Even though a loss of CNR was recorded in b-FFEand in first-pass perfusion sequences (12.4% and 23.7%,respectively), on DE images, we quantified the increase ofSNR and CNR of infarction of 387.8% and 330%,respectively.Conclusions. We found that 3-T MRI showed high

RiassuntoObiettivo. Confrontare la risonanza magnetica (RM)cardiaca a 3 Tesla (3 T) con quella a 1,5 Tesla (1,5 T) perla valutazione della vitalità miocardica in condizionisperimentali essenzialmente identiche. Materiali e metodi. Trentacinque pazienti (età media di63±11; 94,2% maschi) dopo essere stati sottoposti adangioplastica primaria sono stati esaminati sia con RMcardiaca a 3 T che RM cardiaca a 1,5 T, che è stataconsiderata il gold standard. Il confronto è stato effettuatobasandosi sullo stesso protocollo di imaging di vitalità cheincludeva: cine-MR a riposo (sequenza b-FFE) seguito dasomministrazione di contrasto per la valutazione dellaperfusione e dell’enhancement tardivo (DE). È stata poieseguita la misura degli indici funzionali e l’analisi visualedella cinesi, perfusione e dell’enhancement tardivobasandosi su una scala a 5 punti. La qualità di immagine èstata valutata sulla base del rapporto segnale-rumore(SNR) e del rapporto contrasto-rumore (CNR). Risultati. Abbiamo trovato una differenza statisticamentenon significativa tra le due apparecchiature RM (p=NS)nella misurazione dei parametri funzionali e di vitalità. IlSNR miocardico è risultato significativamente più alto conlo scanner a 3 T MR rispetto a quello a 1,5 T (61,3%guadagno). Nonostante sia stata apprezzata una perdita diCNR nelle sequenze b-FFE e di perfusione al primopassaggio (12,4% e 23,7% rispettivamente), nelleimmagini di enhancement tardivo abbiamo quantificato un

CARDIAC RADIOLOGYCARDIORADIOLOGIA

Radiol med (2008) 113:347–362DOI 10.1007/s11547-008-0256-7

3-Tesla MRI for the evaluation of myocardial viability: a comparativestudy with 1.5-Tesla MRI

RM a 3 Tesla per la valutazione della vitalità miocardica: studiocomparativo con RM a 1,5 Tesla

G. Ligabue1 • F. Fiocchi1 • S. Ferraresi1 • A. Barbieri2 • R. Rossi2 • M.G. Modena2 • R. Romagnoli1

P. Torricelli1

1Cattedra e Servizio di Radiologia 1, Dipartimento di Servizi Diagnostici e per Immagine, 2Cattedra e Servizio di Cardiologia,Dipartimento di Emergenza-Urgenza, Azienda Ospedaliero-Universitaria Policlinico di Modena, Università degli Studi di Modena eReggio Emilia, Via del Pozzo 71, 41100 Modena, Italy Correspondence to: G. Ligabue, Tel.: +39-059-4224381, Fax: +39-059-4224290, e-mail: ligabue.guido@unimore.it

Received: 21 May 2007 / Accepted: 24 August 2007 / Published online: 25 April 2008© Springer-Verlag 2008

concordance with 1.5-T MRI in the evaluation offunctional and viability parameters and provided betterevidence of damaged myocardium.

Keywords Magnetic resonance · Heart · Image quality

Introduction

Magnetic resonance imaging (MRI) is of increasing impor-tance in cardiovascular medicine. It is widely recognised asan accurate and reliable means of assessing the function andanatomy of the heart and great vessels. Heart function iscommonly evaluated by bright-blood steady-state sequencesobtained during a few seconds of breath-hold, which areused to acquire short-axis cine views of the entire left ven-tricle (LV) [1]. Moreover, contrast-enhanced cardiac MRIallows visualisation of damaged myocardium by means ofdelayed-enhancement (DE) imaging [2]. Infarct extent rep-resents one of the main determinants of functional recoveryafter primary coronary angioplasty (PCA) performed inacute myocardial infarction [3, 4]. The study of viabilitywith DE imaging relies on several inversion recovery se-quences that permit one to suppress the signal of healthymyocardium to maximise the contrast between normal andnecrotic tissue. Besides myocardial viability, contrast-en-hanced perfusion imaging also allows detection of the rest-ing perfusion defect known as the “no reflow phenomenon”,which is currently considered a negative prognostic factor inthe settings of ventricular remodelling.

Recently, several investigators applied higher magneticfield strengths, e.g. 3 Tesla (3 T) to research settings ex-pecting an improvement in signal to noise ratio (SNR) dueto higher signal intensity (SI) and reported improved delin-eation of anatomical brain structures and vessels [5, 6]. Pre-liminary phantom and volunteer data support those expecta-tions, but the extent to which doubling of the static magnet-ic field improves or benefits routine clinical practice is stillan open question [7].

The aim of this study was to compare 3-T with 1.5-Tcardiac MRI, the latter being considered the gold standard,in nearly identical experimental conditions. In the compari-son, both clinical (myocardial function measurement and viability assessment) and image-quality parameters[SNR and contrast to noise ratio (CNR)] were taken into ac-count.

aumento del SNR e CNR del tessuto infartuato del 387,8%e 330% rispettivamente.Conclusioni. La RM a 3 Tesla ha dimostrato una altaconcordanza con quella a 1,5 Tesla riguardo allavalutazione dei parametri funzionali e di vitalità con unapiù cospicua evidenza del miocardio danneggiato.

Parole chiave Risonanza magnetica · Cuore · Qualitàimmagine

Introduzione

La risonanza magnetica (RM) cardiaca è di crescente impor-tanza nella medicina cardiovascolare ed è largamente rico-nosciuta come una metodica accurata e affidabile per la va-lutazione della funzione e dell‘anatomia del cuore e dei gros-si vasi. La funzione cardiaca è correntemente valutata me-diante sequenze steady state a “sangue bianco”, ottenute me-diante apnee di pochi secondi, che sono utilizzate per acqui-sire immagini in movimento in asse corto dell’intero ventri-colo di sinistra (VS) [1]. Inoltre lo studio con contrasto per-mette di visualizzare il miocardico danneggiato con la tecni-ca dell’enhancement tardivo (DE) [2]. L’estensione dell’in-farto rappresenta uno dei principali determinanti della ripre-sa funzionale dopo angioplastica primaria in caso di infartomiocardico acuto [3, 4]. Lo studio della vitalità con l’ima-ging di DE dipende da sequenze di inversione che permettonodi annullare il segnale del miocardio sano per enfatizzare ilcontrasto tra tessuto normale e tessuto necrotico. Oltre allavitalità miocardica, l’imaging di perfusione permette di indi-viduare dei difetti di perfusione a riposo (fenomeno del no-re-flow), considerati attualmente fattore prognostico negativonell’insorgenza di rimodellamento ventricolare.

Recentemente, l’uso di alti campi magnetici (3 T) è statoimpiegato in ambito di ricerca neuroradiologico per l’atte-so miglioramento del SNR dovuto all’aumento della inten-sità di segnale (SI) risultante in una miglior definizione del-le strutture e dei vasi [5, 6]. Dati preliminari su fantocci evolontari sani hanno supportato tali ipotesi, ma la questio-ne ancora aperta è quanto migliori, o più specificamente,quanto sia il beneficio nella pratica clinica dato dal rad-doppio del campo magnetico statico [7].

Lo scopo di questo studio è di paragonare la RM a 3 Tcon la RM a 1,5 T, considerata come gold standard, in con-dizioni sperimentali essenzialmente identiche. Nel confron-to sia i parametri clinici (funzione ventricolare e valutazio-ne di vitalità) che di qualità di immagine (rapporto segnale-rumore, SNR, e rapporto contrasto-rumore, CNR) sono sta-ti presi in considerazione.

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Materials and methods

Patient population and study protocol

Cardiac MRI was performed to evaluate the extent andtransmurality of infarction and the presence of microvascu-lar obstruction in 35 consecutive patients treated successful-ly with percutaneous transluminal coronary angioplasty(PTCA) for acute myocardial infarction. All patients under-went both 1.5-T and 3-T examinations within 4 weeks(mean time interval 21.7±4 days; range 13–28) after stentplacement. Inclusion criteria were age >18 years, angio-graphically proven coronary artery disease that had beensuccessfully treated, clinically documented myocardial in-farction [creatinine kinase isoenzyme muscle-brain (CK-MB) peak >50] and sinus rhythm. Patients with severe valvedisease, unstable coronary artery disease, pacemakers or in-tracranial clips were excluded. Population characteristicsare summarised in Table 1. Each patient gave informed con-sent to the study protocol, which was approved by the localethics committee.

Data acquisition

A 1.5-T Intera MRI scanner and a 3-T Intera MRI scanner(Philips Medical Systems, Best, The Netherlands), bothequipped with Quasar gradients, were used. Cardiac syn-chronisation was obtained by vector electrocardiographicgating. The study protocol did not differ between the twoscanners and consisted of cine MRI at rest to evaluate re-gional and global LV function and volumes followed by

Materiali e metodi

Popolazione e protocollo di studio

La RM cardiaca è stata effettuata per valutare l’estensionee la transmuralità dell’infarto e la presenza di ostruzionemicrovascolare in 35 pazienti consecutivi dopo efficace pro-cedura di angioplastica coronarica (PCA), effettuata dopoinfarto miocardico acuto. Tutti i pazienti sono stati sottopo-sti a 1,5 T e 3 T RM entro 4 settimane (intervallo medio21,7±4 giorni; media 13–28) dopo posizionamento di stent.I criteri di inclusione erano: età >18 anni, malattia corona-rica angiograficamente documentata ed efficacemente trat-tata, infarto miocardico clinicamente documentato (piccoCK-MB >50) e ritmo sinusale. Pazienti con malattia valvo-lare severa, malattia coronarica instabile, pacemakers oclips intracraniche sono stati esclusi. Le caratteristiche del-la popolazione inclusa nello studio sono riassunte nella Ta-bella 1. Tutti i pazienti hanno dato il loro consenso infor-mato al protocollo si studio. Il comitato etico locale ha ap-provato il protocollo di studio.

Acquisizione dei dati

Sono state utilizzate una RM 1,5 T intera ed una RM 3 T in-tera (Philips Medical Systems, Best, Olanda) con gradientiQuasar. La sincronizzazione cardiaca è stata ottenuta conun gating elettrocardiografico vettoriale. Il protocollo distudio utilizzato è stato lo stesso per le due apparecchiatureed includeva: studio funzionale a riposo per valutare la ci-nesi regionale e globale ed i volumi del VS seguito dallo

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Table 1 Patient’s clinical characteristic

Age (years) Men Diabetes Smokers Hypertension Q-wave Ejection Previous MI Previous Medical (n; %) (n; %) (n; %) (n; %) (n; %) fraction (n; %) s PCA theraphy

(n; %) (n; %) (n; %)

63±11 33; 94.2 4; 11.4 14; 40 18; 51.4 27; 77.1 44.85±7.42 6; 17.1 8; 22.8 22; 62.8ACE-I 25;71.4 BB

MI, myocardial infarction; PCA, percutaneous coronary angioplasty; BB, beta-blockers; ACE-I, angiotensin-converting enzyme inhibitors

Tabella 1 Caratteristiche cliniche dei pazienti

Età (anni) Maschi Diabete Fumatori Ipertensione Onde-Q Frazione Pregresso IM Pregressa Terapia (n; %) (n; %) (n; %) (n; %) (n; %) di eiezione (n; %) s PCA medica

(n; %) (n; %) (n; %)

63±11 33; 94,2 4; 11,4 14; 40 18; 51,4 27; 77,1 44,85±7,42 6; 17,1 8; 22,8 22; 62,8ACE-I 25;71,4 BB

IM, infarto miocardico; PCA, angioplastica coronarica percutanea; BB, beta bloccanti; ACE-I, inibitori dell’enzima di conversione dell’angiotensina

contrast-enhanced MRI to determine the presence and theextent of perfusion defects and of infarcted tissue. Depend-ing on heart size, 10–12 cine short-axis views were imagedfrom apex to base with a sensitivity-encoded balanced fast-field echo (b-FFE) sequence. The same sequence was re-peated in the two-chamber long-axis and four-chamberlong-axis views.

Perfusion imaging was evaluated in four different short-axis planes by means of a FFE sequence after bolus injec-tion of 0.1 mmol/kg gadoterate meglumine (gadolinium-DOTA, Dotarem, Guerbet SA, Cedex, France) administeredat a rate of 4 ml/s and flushed by 20 ml of saline. Immedi-ately after acquisition of perfusion images, further 0.1 mmol/kg was administered for the acquisition of DE im-ages. The same geometry used for baseline scans was re-peated to obtain comparable slices. In addition, a four-chamber view was acquired to assess the apex. DE imageswere acquired after approximately 15 min with an inver-sion-recovery 3D gradient-echo sequence. The inversiontime (TI) permitting complete suppression of normal my-ocardium signal was individually adapted and selected us-ing a look-locker sequence that acquires images with 23–28different inversion times depending on the patient’s heartrate. TI typically ranged from 260 ms to 340 ms at 1.5 T andfrom 320 to 430 at 3 T. Typical parameters of each se-quence are reported in Table 2. No additional shimming(e.g. high-order shimming) was performed with the 3-Tscanner in any of the different phases of the examination.Mean examination time was 43±11 min with 1.5 T and40±15 min with 3 T.

Data analysis

The 1.5-T and 3-T examinations were analysed on a off-lineworkstation (Viewforum 3.2; Philips Medical Systems,Best, The Netherlands). LV volumes were quantified usingthe Simpson rule by direct summation of areas after endo-cardial and epicardial contour tracing in end-diastolic andend-systolic phases on each tomographic slice; this has beenshown to be the most reliable and reproducible approach[8]. Endocardial and epicardial border detection was per-formed with automatic recognition followed by manual cor-rection of errors; papillary muscles were considered part ofthe LV cavity.

Cine MRIs were also visually evaluated using a 17-seg-ment model, as previously described [9], and each segmentwas assigned a wall-motion score on a 5-point scale: 0 (nor-mal wall motion), 1 (mild hypokinesia), 2 (severe hypokine-sia), 3 (akinesia) and 4 (dyskinesia). The sum of the patient’ssegmental scores yielded the overall wall-motion score (re-flecting systolic function or dysfunction per patient). Perfu-sion and DE images were also scored visually using the same17-segment model as used for kinetic analysis and a 5-point

studio con contrasto per determinare la presenza e l’esten-sione di difetti di perfusione e di aree infartuate. Sono stateeffettuate 10–12 immagini in movimento sul piano asse cor-to dall’apice alla base ventricolare con un sequenza sensefast-field Echo (b-FFE). La stessa sequenza è stata poi ri-petuta sul piano asse lungo due camere e asse lungo quattrocamere.

L’imaging di perfusione è stato valutato a quattro diffe-renti livelli in asse corto cardiaco mediante una sequenzaFFE dopo somministrazione di gadolinio 0,1 mmol/kg (ga-dolinium-DOTA, Dotarem, Guerbet S.A., Cedex, Francia)ad un flusso di 4 ml/s seguito da 20 ml di soluzione fisiolo-gica. Immediatamente dopo l’acquisizione delle immaginidi perfusione, sono stati somministrati altri 0,1 mmol/kg perl’acquisizione delle immagini di DE. È stata utilizzata lastessa geometria dello studio di base per ottenere immaginiperfettamente paragonabili. In aggiunta è stata acquisitauna sequenza per lo studio del DE in piano asse lungo quat-tro camere per la valutazione dell’apice. Le immagini di DEsono state acquisite con una sequenza inversion recovery3D gradient Eco circa 15 minuti dopo la somministrazionedi mezzo di contrasto. Il tempo di inversione (TI) che deter-minava la completa soppressione del segnale del miocardioè stato adattato e selezionato individualmente utilizzandouna sequenza (Look Locker) che permette di acquisire leimmagini con 23–28 tempi di inversioni differenti a secondadella frequenza cardiaca del paziente. Il TI tipicamente va-riava da 260 a 340 ms a 1,5 T e da 320 a 430 ms a 3 T. I pa-rametri tipici di ogni sequenza sono riassunti nella Tabel-la 2. A 3 T non è stato utilizzato nessuno shimminig di gra-do superiore. La durata media dell’esame è stata 43±11minuti a 1,5 T e 40±15 minuti a 3 T.

Analisi dei dati

Entrambi gli esami effettuati a 1,5 T e 3 T sono stati analiz-zati su una console di rielaborazione off-line (Viewforum3.2, Philips Medical Systems, Best, Olanda). I volumi del VSsono stati quantificati utilizzando la regola di Simpson deri-vata dalla somma diretta delle aree dopo disegno dei con-torni endocardici ed epicardici in fase telesistolica e tele-siastolica in ogni fetta acquisita. Questo metodo è statoidentificato essere il più affidabile e riproducibile [8]. Ladetection dei bordi endo- ed epicardici è stata effettuata conun approccio di riconoscimento automatico seguito da cor-rezione manuale degli errori; i muscoli papillari sono staticonsiderati parte della cavità ventricolare sinistra.

Le immagini Cine RM sono state valutate anche visiva-mente utilizzando un modello a 17 segmenti del cuore comedescritto in precedenza [9] e ad ogni segmento è stato asse-gnato un punteggio di motilità utilizzando una scala a 5punti: 0 (normocinesi), 1 (lieve ipocinesi), 2 (ipocinesi se-vera), 3 (acinesi) a 4 (discinesi). La somma dei punteggi

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scale. In particular, perfusion defect was defined as a hypop-erfused myocardial region related to a coronary artery terri-tory, with subendocardial or transmural distribution, evidenton more than six consecutive images. A visual perfusionscore was assigned to each segment as follows: 0 no hypop-erfusion, 1 hypoperfusion of 1%–25% of LV wall thickness,2 hypoperfusion extending to 26%–50% of LV wall thick-ness, 3 hypoperfusion extending to 51%–75% of LV wallthickness, 4 hypoperfusion extending to 76%–100% of LVwall thickness. Each segment was also assigned a segmentalscar score considering the transmural distribution of the hy-perenhancement: 0 no hyperenhancement, 1 hyperenhance-ment of 1%–25% of LV wall thickness, 2 hyperenhancementextending to 26%–50% of LV wall thickness, 3 hyperen-hancement extending to 51%–75% of LV wall thickness, 4hyperenhancement extending to 76%–100% of LV wallthickness [10]. The sum of the patient’s segmental scoresyielded the patient’s overall perfusion score and scar score.

segmentali del paziente ha portato al punteggio di cinesicomplessivo (che riflette la funzione o la disfunzione sistoli-co del paziente). Le immagini di perfusione e di enhance-ment tardivo sono state valutate visivamente utilizzando lostesso modello a 17 segmenti e una scala a 5 punti. In par-ticolare il difetto di perfusione è stato diagnosticato comepresente se la regione miocardica ipo-perfusa era in rela-zione al territorio di distribuzione di una coronaria, conuna distribuzione subendocardica o transmurale, evidenteper almeno 6 immagini consecutive. Il punteggio di perfu-sione è stato assegnato ad ogni segmento come segue:0=assenza di ipoperfusione, 1=ipoperfusione interessante il1%–25% dello spessore del VS, 2=ipoperfusione interes-sante il 26%–50% dello spessore del VS, 3=ipoperfusioneinteressante il 51%–75% dello spessore del VS, 4=ipoper-fusione interessante il 76%–100% dello spessore del VS. Adogni segmento è stato inoltre assegnato un punteggio diestensione di transmuralità dell’infarto: 0=assenza di

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Table 2 Typical acquisition parameters

1.5 Tesla 3 Tesla

FunctionSequence: b-FFE b-FFETR/TE 3.1/1.54 3.1/1.54FA 60 55SENSE factor 1.6 1.6TFE factor 15 15Matrix 192 192Slice Thickness 8 8PerfusionSequence: FFE FFETR/TE 2.7/1.36 3,8/1,84FA 20 20SENSE factor 200 200TFE factor 26 26TFE prepulse delay 200 200Matrix 128 128Slice no. 4 4Slice Thickness 10 10Delayed enhancementSequence: 3D-FFE 3D-FFETR/TE 4.4/1,32 4.4/1,32FA 15 15TI 260–340 260–340SENSE factor 2 2TFE factor 14 14Matrix 256 256Slice no. 20 20Slice thickness 5 5

TR, (repetition time); TE, (echo time); TI, (inversion time) and TFE pre-pulse delay values are expressed in milliseconds. SENSE, sensitivity en-coding; b-FFE, balanced fast-field echo. FA, (flip angle) value is expressedin degrees and slice thickness (ST) in millimetres

Tabella 2 Parametri utilizzati per l’acquisizione

1,5 Tesla 3 Tesla

FunzioneSequanza: b-FFE b-FFETR/TE 3,1/1,54 3,1/1,54FA 60 55SENSE fattore 1,6 1,6TFE fattore 15 15Matrice 192 192Spessore di fetta 8 8PerfusioneSequenza: FFE FFETR/TE 2,7/1,36 3,8/1,84FA 20 20SENSE fattore 200 200TFE fattore 26 26TFE ritardo del preimpulso 200 200Matrice 128 128Numero di fette 4 4Spessore di fetta 10 10Enhancement tardivoSequenza: 3D-FFE 3D-FFETR/TE 4,4/1,32 4,4/1,32FA 15 15TI 260–340 260–340SENSE fattore 2 2TFE fattore 14 14Matrice 256 256Numero di fette 20 20Spessore di fetta 5 5

TR, (tempo di ripetizione); TE, (tempo di eco); TI, (tempo di inversione) epre-impulso; TFE, di ritardo sono espressi in millisecondi. SENSE, sensiti-vity encoding; b-FFE, sequenza sense fast-field echo. Il valore di FA (flipangle) è espresso in gradi e lo spessore di strato (ST) in millimetri

SNR on FFE images was calculated through a freewaresoftware (Rasband, W.S., Image-J, National Institutes ofHealth, Bethesda, MD, USA, http://rsb.info.nih.gov/ij/,1997–2005) in a midventricular short-axis slice. Mean SI infour regions of interests (ROIs) of approximately 60 mm2

were measured within the LV myocardium, without includ-ing blood or epicardial fat, in the anterior, septal, inferiorand lateral segments. Noise was defined as the mean of thestandard deviation (SD) of SI measured inside each ROI.To reduce sampling errors due to partial volume artefacts,measurements were repeated both in end-diastolic and end-systolic phases. SNR was calculated with the following for-mula: SNR=SI/noise (Fig. 1). Blood SI was also measuredinside four 60-mm2 ROIs positioned in the LV cavity adja-cent to the previous four ROIs. CNR between myocardiumand blood was also measured by subtracting from blood SI(SIblood) the mean of the myocardium SI as measured in thefour LV segments (SImyo) divided by the square root of thesum of the square of noise measured inside blood and my-ocardium. Noise was again considered as the mean of the

enhancement, 1=enhancement 1%–25% dello spessore delVS, 2=enhancement 26%–50% dello spessore del VS,3=enhancement 51%–75% dello spessore del VS, 4=enhan-cement 76%–100% dello spessore del VS [10]. La sommadegli score segmentali ha portato al punteggio di perfusionee di infarto complessivi.

Il SNR nelle immagini FFE è stato calcolato utilizzan-do un software gratuito (Rasband, W.S., Image-J, NationalInstitutes of Health, Bethesda, Maryland, USA,http://rsb.info.nih.gov/ij/, 1997–2005) su una sezione in as-se corto a livello medio-ventricolare: le medie dell’intensitàdi segnale (SI) sono state misurate in quattro regioni di in-teresse (region od interest, ROI) di circa 60 mm2 nello spes-sore del muscolo cardiaco, senza includere sangue o grassoepicardico nei segmenti anteriore, settale, inferiore e late-rale. Il rumore è stato definito come la media della devia-zione standard della SI misurata in ogni ROI. Per ridurregli errori dovuti ad effetti di volume parziale, le misurazio-ni sono state ripetute sia in fase telediastolica che telesisto-lica. Il SNR è stato calcolato sulla base della seguente for-

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Fig. 1 Example of signal to noise ratio (SNR) and contrast to noise ratio (CNR) quantification in a midventricular short-axis slice. The 3-Tesla magnetic res-onance image on the left represents the estimation of signal intensity (SI) within the ventricle cavity adjacent to the free wall in the end-diastolic phase. Theimage on the right was acquired in the end-systolic phase and corresponds to the evaluation of myocardial signal in the lateral free wall. The regions of in-terests (ROIs) measure approximately 60 mm2. The window with results on the right expresses area, mean signal intensities, standard deviation, minimumand maximum values and circularity index of each ROI. Results 1–4 express the SI of the anterior, lateral, inferior and septal myocardial segments, re-spectively; 5–8 are SI values of adjacent blood; 9–12 express SI of ROIs 1–4, as measured in the end-systolic phase.

Fig. 1 Esempio di quantificazione del rapporto segnale-rumore (SNR) e contrasto-rumore (CNR) in una sezione medio-ventricolare. L’immagine acquisi-ta con RM a 3 T sulla sinistra rappresenta la misura dell’intensità di segnale (SI) all’interno della cavità ventricolare adiacente alla parete libera in fasetele-diastolica. L’immagine sulla destra è acquisita in fase tele-sistolica e corrisponde alla valutazione del segnale miocardico della parete libera. Le re-gioni di interesse (ROIs) hanno una dimensione di circa 60 mm2. La finestra dei risultati sulla destra dell’immagine mostra l’area, le intensità di segnalemedie, la deviazione standard, il valore minimo e massimo e l’indice di circolarità di ogni ROI. I risultati 1–4 esprimono rispettivamente l’intensità di se-gnale dei segmenti miocardici anteriore, laterale, inferiore e settale; i risultati 5–8 sono le intensità di segnale del sangue adiacente; i risultati 9–12 espri-mono le intensità di segnale delle ROI 1–4 misurate in fase tele-sistolica.

SD of the SI measured inside the different ROIs. CNR wastherefore calculated by the following formula:

SIblood – SImyoCNR =��������N2

blood N2myo

We also repeated SNR and CNR estimation in perfusionand DE sequences. As with FFE sequences in perfusion im-ages, we measured myocardium and blood SI inside identi-cally sized ROIs set in a midventricular slice. We chose toperform measurements in the frame of myocardial peak en-hancement (approximately 20 s after i.v. contrast injection).CNR was measured with the formula reported above. Onlyin perfusion imaging were SI values normalised to baselineSI.

In DE images, we measured the SI of the enhanced re-gions. CNR between infarction and normal suppressed my-ocardium was calculated by subtracting from the SI of in-farction (SIinfarct) the mean of the myocardium SI as mea-sured in at least two adjacent ventricular segments (SInormal)in the same slice, divided by the square root of the sum ofthe square of noise measured inside damaged and healthymyocardium. Therefore, the following formula was applied:

SIinfarct – SInormalCNR =��������

N2infarct N2

normal

Statistical analysis

Two radiologists (RR, GL) assessed cine, perfusion and vi-ability images blinded to the clinical and coronary angio-graphic data. Continuous data were expressed as means±SDand compared by using the two-tailed Student’s t test forpaired and unpaired data when appropriate. A p value <0.05was considered statistically significant.

Results

The study population consisted of 35 subjects who under-went primary angioplasty for myocardial infarction. All pa-tients had significant coronary artery disease on angiogra-phy (>70% reduction in luminal diameter of at least one ma-jor epicardial coronary artery) treated with coronary angio-plasty followed by stent implantation (total number ofstents=48). The mean time interval between stent implanta-tion and the first MRI examination was 2–4 weeks (21.7±4days). Patients were randomised with respect to the first MRIscanner: 20 (57%) underwent 1.5-T examination first, fol-lowed by 3-T MRI. The mean time interval between the twoMRI studies was 7±2 days. The remaining 15 (43%) under-went 3-T MRI before 1.5 T. We observed no major adverse

mula SNR=SI/Noise (Fig. 1). Inoltre è stato misurato il SIdel sangue in quattro ROI di 60 mm2 posizionate nella ca-vità ventricolare in adiacenza alla prime quattro descritte.È stato calcolato il CNR tra miocardio e sangue sottraendodal SI del sangue (SIsangue) la media delle SI del miocardiomisurato nel quattro segmenti (SImio) diviso la radice qua-drata della somma del quadrato del rumore misurato nelsangue e nel miocardio; il rumore è stato nuovamente con-siderato come la media della deviazione standard del SI mi-surata dentro le differenti ROI. Il CNR è stato quindi calco-lato sulla base della seguente formula:

SIsangue – SImioCNR =��������N2

sangue N2mio

È stato inoltre ripetuto il calcolo per la stima del SNR eCNR nelle sequenze di perfusione e di enhancement tardivo.Allo stesso modo nelle sequenze di perfusione, sono statimisurati l’intensità di segnale del miocardio e del sangueintracavitario con ROI della medesima ampiezza posizio-nate su fette medio ventricolari. È stato scelto di effettuarela misurazione in corrispondenza del massimo enhancement(circa 10 secondi dopo l’iniezione di contrasto ev). Il CNR èstato misurato sulla base della formula riportata sopra. So-lo nelle immagini di perfusione l’intensità di segnale è statanormalizzata al segnale di base.

Nelle immagini di DE le SI sono state misurate sulle re-gioni con enhancement; il CNR tra la zona infartuata e dimiocardio normale soppresso è stata calcolata sottraendodalla SI dell’infarto (SIinfarto) la media delle SI del miocardiomisurato in almeno due segmenti ventricolari adiacenti (SI-

normale) nella stessa fetta, diviso per la radice quadrata dellasomma del quadrato del rumore misurato nel miocardio in-fartuato e nel miocardio sano. Quindi è stata applicata laseguente formula:

SIinfarto – SInormaleCNR =���������N2

infarto N2normale

Analisi statistica

Due radiologi (R.R., G.L.) hanno valutato le immagini cine,di perfusione e di vitalità senza notizia dei dati clinici eagiografici dei pazienti. I dati continui sono espressi in me-dia±DS e paragonati mediante il test t di Student a due co-de. Un valore di p<0,05 è stato considerato statisticamentesignificativo.

Risultati

La popolazione di studio è stata costituita da 35 soggettiche sono stati sottoposti ad angioplastica primaria per in-

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cardiac events (e.g. death, myocardial infarction) as previ-ously defined [11], and no patient complained of thoracicpain or discomfort during both 1.5-T and 3-T examinations.

A total of 1,190 segments were evaluated, with normalwall motion in 77.9% of them. Among the 262 dysfunction-al segments, 118 (45%) had mild hypokinesia (61 assessedby 1.5 T and 57 by 3 T), 117 (44.6%) were severely hypoki-netic (61 at 1.5 T, 56 at 3 T), 21 (8%) were akinetic (ten at1.5 T, 11 at 3 T) and six (2.2%) were dyskinetic (three at 1.5T, three at 3 T). Perfusion defects were detected in 210 seg-ments: 31 (14.7%) had a perfusion score of 1 (13 at 1.5 Tand 18 at 3 T) and 32 (15.2%) a perfusion score of 2 (18 at1.5 T, 14 at 3 T). Among the remaining 147 segments, theextension of perfusion defects >50% of wall thickness wasdistributed as follows: 122 (58%) had a score of 3 (60 at 1.5T, 62 at 3 T) and 25 (11.9%) had a score of 4 (12 at 1.5 T,13 at 3 T). DE was detected in 255 segments with the fol-lowing distribution: <25% of LV wall thickness in 54(21.2%) (24 at 1.5 T, 30 at 3 T), hyperenhancement extend-ing from 26% to 50% in 33 (12.9%) (15 at 1.5 T, 18 at 3 T),hyperenhancement extending to 51–75% in 66 (25.9%) (34at 1.5 T, 32 at 3 T) and transmural hyperenhancement wasidentified in 102 (40%) segments (49 at 1.5 T, 53 at 3 T).We found nonstatistically significant differences betweenthe two scanners (p=NS) in measuring the following func-tional and viability parameters: ejection fraction, stroke vol-ume, cardiac output, kinesis score, perfusion score, DEscore. Results are summarised in Table 3.

With regard to the image-quality parameters, we foundthat the SNR of myocardium increased at 3 T by 61.5%. Inparticular, it was significantly higher at 3 T as measured inboth end-diastolic and end-systolic phases: 0.621±0.236 and0.656±0.120 vs. 0.395±0.128 and 0.390±0.063 at 1.5 T(p<0.05). Blood SNR decreased at the higher magnetic field;3-T values at end-diastolic and end-systolic phases were1.193±0.321 and 1.44±0.513 vs. 1.299±0.206 and1.613±0.190 at 1.5 T (p=0.05). We also found a 12.43% de-crease of CNR between myocardium and blood pool with the3-T scanner but with greater variability between measure-ments. In particular, 3-T CNR values were 0.621±0.072 and0.739±0.173 vs. 0.745±0.150 and 0.808±0.119, respectively,in end-diastolic and end-systolic phases (Figs. 2, 3).

In addition, the higher magnetic field did not increase im-age quality in the evaluation of perfusion. A 23.7% decreaseof CNR was measured at 3 T in comparison with 1.5 T. TheCNR values were 0.418±0.094 at 3 T and 0.548±0.11 at 1.5T. Myocardium and blood SNR values were 1.078±0.183and 1.094±0.447 at 1.5 T and 0.738±0.482 and 1.355±0.775at 3 T (Fig. 4). In contrast, damaged myocardial tissue wasmore evident at 3 T, with better contrast compared with nor-mal myocardium. Infracted tissue SNR gain was quantifiedas 387.85% (0.517±0.393 VS 0.133±0.120) and CNR gainwas 330% (0.332±0.239 vs. 0.109±0.123) (Figs. 5, 6).

farto miocardico acuto. Tutti i pazienti erano portatori dimalattia coronarica significativa alla coronarografia (ridu-zione di più del 70% del diametro luminale a carico di al-meno una coronaria epicardica) e sono stati trattati me-diante angioplastica con impianto di stent (numero totale distent impiantati 48). Il tempo medio tra l’impianto dellostent e la prima RM è stato di 2–4 settimane (21,7±4 gior-ni). I pazienti sono stati randomizzati rispetto alla primaapparecchiatura di RM: 20 (57%) sono stati sottoposti aRM 1,5 T prima e in seguito a RM a 3 T e i rimanenti (15;43%) sono stati sottoposti a RM a 3 T prima. Il tempo mediodi intervallo tra i due esami è stato di 7±2 giorni. Non si so-no verificati eventi cardiaci avversi maggiori (morte, infar-to miocardico) come descritto in precedenza [11] e nessunodei pazienti ha riportato dolore toracico o altro durante gliesami sia su 1,5 T che su 3 T.

È stato valutato un totale di 1190 segmenti, di cui 77,9%con cinesi nella norma. Dei 262 segmenti disfunzionali, 118(45%) presentavano una lieve ipocinesia (61 valutati con1,5 T e 57 con 3 T), 117 (44,6%) presentavano una severaipocinesia (61 con 1,5 T, 56 con 3 T), 21 (8%) erano acine-tici (10 con 1,5 T, 11 con 3 T) e 6 (2,2%) discinetici(3 con1,5 T, 3 con 3 T). Difetti di perfusione sono stati trovati in210 segmenti: 31 (14,7%) avevano un punteggio di perfu-sione di 1 (13 valutati con 1,5 T e 18 con 3 T), 32 (15,2%)un punteggio di 2 (18 con 1,5 T, 14 con 3 T). Dei rimanenti147 segmenti, un punteggio di 3 era presente in 122 (58%)segmenti (60 con 1,5 T, 62 con 3 T) e di 4 in 25 (11,9%) (12con 1,5 T, 13 con 3 T). Miocardio infartuato è stato riscon-trato in 255 segmenti con la seguente distribuzione: menodel 25% dello spessore del VS in 54 (21,2%) (24 con 1,5 T,30 con 3 T), dal 26% al 50% in 33 (12,9%) (15 con 1,5 T,18 con 3 T), dal 51% al 75% in 66 (25,9%) (34 con 1,5 T,32 con 3 T) e infarto transmurale in 102 (40%) segmenti (49con 1,5 T, 53 con 3 T). Non abbiamo trovato differenze sta-tisticamente significative tra le due apparecchiature (p=NS)nel calcolo di parametri funzionali e di vitalità, quali: fra-zione di eiezione, gittata sistolico, gittata cardiaca, punteg-gio di cinesi, punteggio di perfusione e punteggio di DE. Irisultati sono riassunti nella Tabella 3.

Riguardo alla qualità d’immagine, è stato trovato che ilSNR del miocardico aumenta a 3 T del 61,5%; in particolareesso era significativamente maggiore a 3 T sia in fase teledi-satolica che in fase telesistolica: 0,621±0,236 e 0,656±0,120vs 0,395±0,128 e 0,390±0,063 rispettivamente a 3 T e 1,5 T(p<0,05). Il SNR del sangue decresce con l’aumentare delcampo magnetico; a 3 T. I valori in fase telediastolica e tele-sistolica sono 1,193±0,321 e 1,44±0,513 vs 1,299±0,206 e1,613±0,190 a 1,5 T rispettivamente (p=0,05). Inoltre è sta-to riscontrato un decremento del 12,43% del CNR tra mio-cardico e sangue con apparecchiatura a 3 T, pur con unagrande variabilità tra i campionamenti. In particolare a 3 Ti valori di CNR erano 0,621±0,072 e 0,739±0,173 vs

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0,745±0150 e 0,808±0,119 in fase telediastolica e telesisto-lica rispettivamente (Figg. 2, 3).

In aggiunta, l’aumento del campo magnetico non ha por-tato nessun aumento della qualità dell’immagine nella valu-tazione della perfusione: nel presente studio è stato misuratoun decremento del 23,7% del a 3 T rispetto a 1,5 T. I valori diCNR erano 0,418±0,094 a 3 T e a 1,5 T 0,548±0,11. Il valo-re del SNR del miocardico e del sangue erano 1,078±0,183 e1,094±0,447 a 1,5 T e a 3 T i valori del SNR del miocardicoe del sangue erano 0,738±0,482 e 1,355±0,775 rispettiva-mente (Fig. 4). Al contrario, il tessuto miocardico infartuatoera maggiormente evidente a 3 T con un maggiore contrastonei confronti del miocardio normale: il guadagno del SNRnel tessuto infartuato è stato quantificato del 387,85%(0,517±0,393 vs 0,133±0,120) e del CNR del 330%(0,332±0,239 vs 0,109±0,123) (Figg. 5, 6).

Discussione

La risonanza magnetica è attualmente la metodica di sceltaper il follow-up di pazienti sottoposti ad interventi terapeu-tici sulle coronarie [12, 13]; in particolare lo studio RMcon contrasto sta rapidamente evolvendo come efficacestrumento per predire la vitalità miocardica, dato che per-mette di distinguere il cambiamento regionale della funzio-ne miocardica nell’insorgenza di rimodellamento ventrico-lare [14] e che gli studi di primo passaggio permettono unastima accurata dei difetti di perfusione [15]. I risultati diquesto studio sono in concordanza con i reperti recente-mente riportati da Kaandorp et al. In 48 pazienti [16], an-che se gli autori avevano riscontrato un numero maggioredi segmenti disfunzionali. Deve essere sottolineato inoltre

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Table 3 Main functional and viability indexes

1.5 Tesla 3 Tesla

Ejection fraction (%) 48.3±12 49.2±11Stroke volume (ml) 87.99±22 89.45±21Cardiac output (l/min) 6.6±1.5 6.7±1.3End-diastolic volume (ml) 182±45.5 179.6±46.7End-systolic volume (ml) 94.01±23.5 90.15±22.9Summed wall motion score 6.428±0.776 6.114±0.768Summed perfusion score 8±1.081 8.142±1.089Summed scar score 13.914±1.458 14.657±1.479

Data are expressed as mean values±standard deviation. A substantial iden-tity of performance between the two scanners in evaluating cardiac func-tion and viability is clearly shown. p values were nonsignificant for all pa-rameters

Tabella 3 Valori dei principali parametri di funzionalità e vitalità

1,5 Tesla 3 Tesla

Ejection fraction (%) 48,3±12 49,2±11Stroke volume (ml) 87,99±22 89,45±21Cardiac output (l/min) 6,6±1,5 6,7±1,3End-diastolic volume (ml) 182±45,5 179,6±46,7End-systolic volume (ml) 94,01±23,5 90,15±22,9Summed wall motion score 6,428±0,776 6,114±0,768Summed perfusion score 8±1,081 8,142±1,089Summed scar score 13,914±1,458 14,657±1,479

I dati sono espressi come valore medio±deviazione standard. Si rileva unasostanziale concordanza tra i due differenti scanner nella valutazione del-la funzionalità e vitalità cardiaca. I valori di p sono non significativi pertutti i parametri

Fig. 2 A 54-year-old man who underwent right coronary primary coronary angioplasty. Consecutive steady-state free-precession cine gradient-echo short-axis images are shown at the midventricular level. The top left image refers to the end-diastolic phase and the top right to the end-systolic phase. Images inthe upper row were acquired with a 1.5-Tesla (T) scanner, whereas those in the lower row were acquired with a 3-T scanner. In both cases, high myocardi-um to blood contrast is achieved. Mild hypokinesia of the inferior and lateral wall is present, with evidence of reduced systolic thickening. The same find-ing (arrows) is confirmed during the 3-T examination.

Fig. 2 Uomo di 54 anni sottoposto a PCA della coronaria destra. Immagini consecutive di una sequenza steady-state-free-precession cine-gradient-echoin asse corto in una sezione medio-ventricolare. Le immagini in alto a sinistra sono state acquisite con uno scanner a 1,5 T mentre quelle in basso con unoa 3 T. In entrambi i casi si ottiene un alto contrasto tra sangue e miocardio. Si evidenzia una lieve ipocinesia della parete interiore e laterale nei segmen-ti con un ridotto ispessimento sistolico. Lo stesso reperto (frecce) è confermato durante l’esame a 3 T.

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Fig. 3 Comparison between signal to noise ratio (SNR) and contrast to noise ratio (CNR) of blood and myocardium as measured at different magnetic fieldstrengths. A substantial increase of myocardial SNR at 3-Tesla imaging is shown. Data are expressed as mean values among measurements in the four dif-ferent regions of interest±one standard deviation. SNRmyo SNR of myocardium; SNRblood SNR of blood; CNRmyo CNR of myocardium; CNRblood CNR ofblood.

Fig. 3 Paragone tra il rapporto segnale-rumore (SNR) e contrasto-rumore (CNR) del sangue e del miocardio misurati con differenti campi magnetici. Inquesto grafico si mostra un aumento sostanziale del SNR del miocardio a 3 T. I dati sono espressi come valori medi delle misurazione nelle 4 regioni di in-teresse (ROI)±deviazione standard. SNRmyo, rapporto segnale-rumore del miocardio; SNRblood, rapporto segnale-rumore del sangue; CNRmyo, rapporto con-trasto-rumore del miocardio; CNRblood, rapporto contrasto-rumore del sangue.

Fig. 4 Comparison between signal to noise (SNR) and contrast to noise ratio (CNR) between blood and myocardium evaluated at 1.5 Tesla (T) and 3 T inperfusion imaging. CNR decreases by 23.7% at 3 T. Data are expressed as mean values among measurements in the four different regions of interest±onestandard deviation. SNRmyo SNR of myocardium; SNRblood SNRof blood; CNRperf CNR at 1.5 T and 3 T.

Fig. 4 Paragone tra il rapporto segnale-rumore (SNR) e contrasto-rumore (CNR) del sangue e del miocardio misurati a 1,5 T e 3 T nelle immagini di per-fusione. Il CNR decresce del 23,7% a 3 T. I dati sono espressi come valori medi delle misurazione nelle 4 regioni di interesse (ROI)±deviazione standard.SNRmyo, rapporto segnale-rumore del miocardio; SNRblood, rapporto segnale-rumore del sangue; CNRperf, rapporto contrasto-rumore a 1,5 T e 3 T.

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Fig. 5 Same case as Fig. 2. Upper row and lower row images were acquired at 1.5 Tesla (T) and 3 T, respectively. During the first-pass study after injec-tion of contrast agent, a subendocardial hypoenhanced area is evident in the inferior and inferolateral segments (small arrows), consistent with a perfusiondefect. The perfusion defect is slightly more evident on the 1.5-T images in the upper row. During delayed-enhancement (DE) imaging, performed 15 minafter contrast injection, there is evidence of myocardial damage involving the same segments (large arrows), which were assigned a DE score of 2. The 3 T images also allow detection of subendocardial enhancement in the inferoseptal segment (DE score of 1).

Fig. 5 Stesso caso descritto in Fig. 2. Le immagini della fila in alto ed in basso sono acquisite rispettivamente con uno scanner a 1,5 T e a 3 T. Durante leimmagini di perfusione ottenute dopo l’iniezione di mezzo di contrasto si evidenza un’area di ipo-enhancement in sede sub-endocardica a carico dei seg-menti infero-laterali (frecce piccole) compatibili con difetto di perfusione. Il difetto di perfusione è leggermente meglio visibile nella immagini a 1,5 T del-la fila in alto. Le immagini di enhancement tardivo, acquisite 15 minuti dopo l’iniezione di contrasto, evidenziano il danno miocardico coinvolgente gli stes-si segmenti (frecce grandi) a cui è stato assegnato un punteggio 2. Le immagini a 3 T inoltre permettono di riconoscere la presenza di enhancement sub-endocardico del segmento infero-settale (score di 1).

Fig. 6 Comparison between signal to noise ratio (SNR) and contrast to noise ratio (CNR) between blood and myocardium evaluated at 1.5 Tesla and 3 T indelayed-enhancement (DE) imaging. At 3 T, there is a considerable increase in SNR of the infarcted region; CNR therefore increases more than threefold.Data are expressed as mean values among measurements in the four different regions of interest±one standard deviation. SNRnormal SNR of unenhanced my-ocardium; SNRinfarct SNR of enhanced myocardium; CNRde CNR at 1.5 T and 3 T.

Fig. 6 Paragone tra il rapporto segnale-rumore (SNR) e contrasto-rumore (CNR) del sangue e del miocardio misurati a 1,5 T e 3 T nelle immagini dienhancement tardivo. A 3 T è evidenziabile un consistente aumento del SNR della regione infartuata; il CNR quindi aumenta di più di tre volte. I dati so-no espressi come valori medi delle misurazione nelle 4 regioni di interesse (ROI)±deviazione standard. SNRnormal, rapporto segnale-rumore del miocardionon infartuato; SNRinfarct, rapporto segnale-rumore del miocardio infartuato; CNRde, rapporto contrasto-rumore a 1,5 T e 3 T.

Discussion

MRI is the method of choice for longitudinal follow-up ofpatients undergoing therapeutic interventions on coronaryarteries [12, 13]. In particular, contrast-enhanced MRI israpidly evolving as a means to accurately predict myocar-dial viability, as it enables one to discern regional hetero-geneity of myocardial function in the setting of postinfarctremodelling [14], and first-pass studies have provided anaccurate estimation of perfusion defects [15]. The results ofour study agree with the findings recently reported by Kaan-dorp et al. in 48 patients [16], even though the authorsrecognised a greater number of dysfunctional segments. Itshould be emphasised that all patients in our study under-went a successful PCA, whereas Kaandorp et al. did notmention whether PCA had been performed on the patientsenrolled in their study. We also found DE in a similar num-ber of segments but with a different distribution, with aprevalence of segments scoring 3–4 (enhancement exten-sion greater than half of wall thickness) and only few seg-ments with a score of 1 (less than 25% of wall thickness).The differences in DE scores are unlikely due to an estima-tion error, as visual assessment of hyperenhancement trans-murality was tested with Schuijf’s quantitative method, andthe results showed an excellent agreement between the twomethods [17]. The greater number segments in the two low-er quintiles can be explained by the success achieved by thePCA procedure in that a smaller DE reflects greater viabili-ty, as can be confirmed by dobutamine stress imaging [18].

Gerber et al. recently observed that current clinical prac-tice and recommendations to postpone MRI studies until 8weeks after stent placement do not seem necessary with fieldstrengths up to 1.5 T [11]; our study suggests that this mayalso apply to a field strength of 3 T. Moreover 3-T imagingshows an extremely high correlation with 1.5-T imaging inevaluating myocardial function and viability. Using 1.5-TMRI is currently considered the gold standard for measuringventricular volumes and ejection fraction, thanks to its highaccuracy and reproducibility and better contrast resolutionin comparison with echocardiography [19]. In particular,steady-state free precession (SSFP) sequences enable a verygood definition of LV endocardial borders to allow automat-ic segmentation of these contours [20, 21].

This article demonstrates a substantially identical estima-tion of functional parameters (e.g. ejection fraction, end-di-astolic and end-systolic volumes) between 1.5 T and 3 T.Our results on a patient population are consistent with re-cent literature findings based on volunteers [22]. These re-sults suggest that SSFP sequences are efficient at higherfield strength (3 T) and allow us to postulate that a sufficienthomogeneity of the static magnetic field has been achieved.This statement is supported by the fact that perfusion de-fects and areas of DE can be detected with equivalent accu-

che tutti i pazienti inclusi in questo studio erano stati sotto-posti ad una efficace procedura di rivascolarizzazione per-cutanea, mentre nel lavoro di Kaandorp et al. ciò non è sta-to specificato. Nel nostro studio sono stati trovati un nume-ro di segmenti infartuati, ma con una prevalenza di seg-menti con punteggio di 3 o 4 (estensione dell’infarto mag-giore della metà dello spessore ventricolare) e solo pochisegmenti con punteggio di 1 (meno del 25% dello spessoredi parete). Le differenze riportate nei punteggi di DE, diffi-cilmente sono dovute ad un errore di stima, in quanto la va-lutazione visiva della transmuralità dell’infarto è stata di-mostrata in ottima concordanza con i metodo quantitativo[17]. Il maggior numero di segmenti nel quintile inferiore èspiegabile con il successo ottenuto mediante la proceduradi angioplastica; infatti un DE minore è in concordanza conuna maggiore vitalità, come può essere confermatodall’imaging con stress dobutaminico [18].

Gerber et al. [11] recentemente hanno riportato che nonsembra essere necessario proporre nella pratica clinicaquotidiana lo studio cardiaco con RM a 1,5 T dopo otto set-timane dal posizionamento di stent; questo studio suggeri-sce che lo studio cardiaco può essere eseguibile anche a 3 T.Inoltre l’imaging a 3 T mostra una alta correlazione conl’imaging a 1,5 T, nella valutazione della funzione e vitalitàventricolare. La RM a 1,5 T è infatti considerata attualmen-te il gold standard per la misurazione dei volumi ventrico-lari, della frazione di eiezione grazie alla sua alta accura-tezza e riproducibilità e alla superiore risoluzione di con-trasto nei confronti dell’ecocardiografia [19]. In particola-re le sequenze SSFS permettono una definizione ottimale deibordi endocardici del VS con la possibilità di utilizzare nelpost-processing un metodo semiautomatico [20, 21].

Questo articolo dimostra una sostanziale identità tra lastima dei parametri funzionali tra 1,5 e 3 T. I risultati ri-portati su una popolazione di 35 pazienti sono consistenticon quanto riportato in letteratura su volontari sani [22] esuggeriscono che le sequenze SSFP sono utilizzabili anchea campi magnetici alti (3 T) permettendoci di affermare cheè stata ottenuta una omogeneità di campo magnetico suffi-ciente. Questa affermazione è supportata anche dal fattoche la diagnosi di difetti di perfusione ed il riconoscimentodi aree di enhancement tardivo può essere effettuata in mo-do equivalente a 3 T utilizzando le medesime sequenze. Lebande nere sono pressoché costantemente visibili a 3 T aibordi dell’immagine anche se non ne condizionano l’inter-pretazione e le valutazioni quantitative. Queste distorsionisono dovute a minime disomogeneità del campo magneti-co esterno che non sono correttamente annullate dal posi-zionamento dello shim, normalmente posto sul volume delcuore.

Allo stesso tempo, il 3 T permette di ottenere un più altoSNR del miocardio (61% in più). Il valore misurato è peròpiù basso del valore teorico raggiungibile, dato che ci si

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racy at higher field strengths using identical sequences.Curved black bands are almost constantly visible at the bor-ders of 3-T images, even though they do not affect image in-terpretation and quantitative measurements. These distor-tions are due to minimal inhomogeneities of the externalfield that are not corrected by shimming, as the shimmingvolume is commonly positioned within the heart volume.

At the same time, 3-T imaging yields a higher myocardi-um SNR (61% higher). The measured value is lower than thetheoretical increase achievable at 3 T, as SI is expected to in-crease fourfold with a corresponding doubling of noise withrespect to 1.5 T [23]. There are only few reports regardingmyocardium SNR changes at high magnetic field strengths:Dougherty reported that the anterior myocardium SNR at 4 Twas 2.9 times higher than that of the same region at 1.5 T[24]. The differences between theoretical and actual SNRgain can be explained by several factors. First, T1 and T2 re-laxation times are not affected by the increase in fieldstrength in the same way, as T1 is prolonged but there is anonproportional shortening of T2 [25]. Image contrast andtherefore the SI of SSFP sequences depend on the T2/T1 ra-tio. The difference in relaxation times at 3 T was not consid-ered in our experiment, as the parameters used were identicalbetween the two scanners. The only difference was the flipangle, which was 60° at 1.5 T and 55° at 3 T. Also, repetitiontime (TR) and consequently echo time (TE) values need tobe modified to increase the signal of blood and consequentlyobtain a better SNR as measured inside ventricular cavities.Unfortunately, these cannot be shortened excessively, for –as is well known – the main limiting factor at higher fieldstrengths is the specific energy absorption rate (SAR) [26].Parallel imaging affects the possibility of correctly estimat-ing SNR and CNR variations at 3 T, as it is also well knownthat noise is not homogeneously distributed in the MR imageif sensitivity encoding (SENSE) is applied. To overcome thisproblem, we acquired images with identical SENSE factorwith both scanners and performed multiple measurements indifferent regions of the left ventricle. In addition, instead ofmeasuring noise outside the subject, it was measured in thesame point as the signal.

The use of parallel imaging (e.g. SENSE) also affectsCNR and SNR measurements. Recently, McGee et al. mea-sured myocardial SNR and CNR changes at 1.5-T and 3-Tfield strengths in phantoms and volunteers [27]. He foundthat doubling field strength increased SNR and CNR valuesby factors of 1.86 and 1.35, respectively. Moreover, in hisexperiment, the use of parallel imaging with a factor of twodecreased SNR and CNR by 2.65 and 2.05 at 1.5 T and 1.99and 1.75 at 3 T, respectively. In our study, the SENSE factorwas set at 1.6 in both scanners. This has the advantage ofspeeding up acquisition by 60% (i.e. two cine short-axisviews can be acquired during a 10- to 15-s breath-hold, de-pending on heart frequency) without the SNR loss described

aspetterebbe un aumento dell’intensità di segnale di quat-tro volte con un corrispondete raddoppio del rumore, ri-spetto a 1,5 T [22]. Ci sono solo pochi lavori sulla va-riazione del SNR del miocardio ad alto campo: Doughertyha riportato che il SNR della parete anteriore del miocar-dio a 4 T era 2,9 volte più alto di quello nella stessa regio-ne a 1,5 T [23]. La differenza tra il guadagno teorico ed at-tuale del SNR può essere spiegato da numerosi fattori: ilprimo tra i quali è il fatto che i tempi di rilassamento T1 eT2 non sono ugualmente influenzati dall’aumento del cam-po magnetico, dato che il T1 è allungato senza un accor-ciamento proporzionale del T2 [24]. Il contrasto dell’im-magine e quindi l’intensità di segnale delle sequenze SSFPdipende dal rapporto T2/T1. La differenza nei tempi di ri-lassamento a 3 T non è stata considerata in questo studiodato che i parametri utilizzati sono identici tra le due appa-recchiature. La sola differenza è stato il valore di flip angleche era 60° a 1,5 T e 55° a 3 T. Anche i valori di TR, e con-seguentemente di TE, necessitano di essere modificati peraumentare un miglior SNR. Tuttavia questi non possono es-sere accorciati troppo, siccome il limite maggiore ad altocampo è la deposizione di energia sul paziente (SAR-speci-fic energy absorption rate) [25]. L’imaging parallelo nonpermette però di stimare correttamente le variazioni di SNRe CNR, dato che il rumore non è distribuito in modo omo-geneo sulla immagine di RM se il fattore SENSE è applica-to; per superare questo problema sono state acquisite nelpresente studio delle immagini con un fattore SENSE iden-tico per le due apparecchiature e sono stati fatti più cam-pionamenti in regioni differenti del ventricolo. Inoltre inve-ce che misurare il rumore fuori dal soggetto, questo è statomisurato in corrispondenza della misura del segnale.

L’uso dell’imaging parallelo (SENSE) influenza la stimadelle variazioni di CNR e SNR: recentemente Mc Gee hamisurato i cambiamenti di SNR e CNR del miocardio a 1,5T e 3 T in fantocci e volontari [26] trovando che il raddop-pio del campo magnetico incrementa il valore di SNR eCNR di un fattore di 1,86 e 1,35 rispettivamente. Inoltre nelsuo studio, ha evidenziato come l’utilizzo dell’imaging pa-rallelo con un fattore 2 decresce il SNR e CNR di 2,65 e2,05 a 1,5 T e 1,99 e 1,75 a 3 T rispettivamente. Nel presen-te studio il fattore SENSE è stato scelto a 1,6 in entrambe leapparecchiature: ciò ha il vantaggio di accelerare l’acqui-sizione del 60% (significa che 2 fette in asse corto possonoessere acquisite in 10–15 secondi di apnea, in dipendenzadalla frequenza cardiaca) senza la perdita di SNR riportatada Mc Gee con un fattore SENSE di 2. Anche se l’uso diimaging parallelo è essenziale per ridurre il SAR ad altocampo, il corretto fattore SENSE deve essere ancora identi-ficato per evitare la perdita di SNR.

La perdita di contrasto riscontrata nelle sequenze di per-fusione è difficile da chiarire ed è in contrasto con la recen-te letteratura [27–29]; questi autori hanno trovato un in-

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by McGee using a SENSE factor of two. Even if parallel ac-quisition is essential for reducing SAR in high magneticfield imaging, the correct SENSE factor has to be identifiedto avoid SNR decay.

The loss of contrast recorded in perfusion imaging is dif-ficult to clarify and is in contrast with recent reports in theliterature [27–29]. These reports found a substantial in-crease in myocardial enhancement in first-pass perfusionimaging over a range of different gadolinium doses.Nonetheless, we were able to detect perfusion defects andcorrectly estimate their transmural extension.

If the same gadolinium dose is injected, the main advan-tage of 3 T is evident in DE imaging, even though the sameMRI acquisition parameters as 1.5 T are used, with the ex-ception of inversion time, which needs to be adapted. Themore than threefold increase in infarcted tissue SI and thecomparable gain of CNR with respect to healthy myocardi-um is even higher than the theoretical gain (200%). To ac-quire the whole LV during a single breath-hold, DE imageswere obtained by an inversion-recovery 3D gradient-echosequence with a SENSE factor of two in both scanners. Par-allel imaging decreases total scan time at the expense ofSNR and CNR. However, these losses are compensated at 3T, as the higher SENSE factor reduces SAR at the higherfield strength and hence heightens its advantages. This mayexplain the increase in SNR and CNR we reported.

This statement has the limit that the values of SNR andCNR presented were estimated on images acquired with50% longer inversion time at 3 T and that the choice of thecorrect inversion time was arbitrary and based only on thevisual determination of the time enabling the best suppres-sion of normal myocardium. However, the increase in im-age quality is so evident that it cannot be attributed only toan erroneous estimation. This advantage could either be in-vested in high-resolution DE imaging (e.g. by using a high-er scan matrix), or in combination with a greater SENSEfactor by reducing the gadolinium dose by a factor of two(e.g. 0.1 mmol/kg), or both. The latter approach would prob-ably result in advantages in first-pass imaging also, in whichthe highly concentrated gadolinium inside the ventricularcavity and subendocardial regions causes SI loss at the in-terface due to susceptibility artefacts [30].

Conclusions

This study shows that 3-T cardiac MRI provides nearlyidentical results to 1.5 T in evaluating cardiac function andviability. The main advantage of 3-T imaging was thegreater than threefold increase of SNR and CNR of dam-aged myocardium in the DE study. Even though the SSFPsequence provided a substantial gain in myocardial SNR atthe higher field strength, the theoretical SNR gain at 3 T is

cremento significativo dell’enhancement del miocardio du-rante l’imaging di primo passaggio con un differente do-saggio di gadolinio. Nonostante le differenze riportate, nelnostro studio è stato possibile identificare e classificare i di-fetti di perfusione e la loro estensione transmurale.

Se viene somministrata la stessa dose, il vantaggio mag-giore del 3 T è evidente nelle immagini di enhancement tar-divo pur utilizzando gli stessi parametri di acquisizionedell’1,5 T, con l’eccezione del tempo di inversione, che de-ve essere ottimizzato. L’incremento di oltre tre volte dellaSI del tessuto infartuato e il conseguente guadagno di CNRrispetto al miocardico sano è molto maggiore anche rispet-to al guadagno teorico (200%). Per ottenere tutto il VS inuna singola apnea, le immagini di DE sono state acquisitecon una sequenza inversion-recovery 3D gradient echo confattore SENSE pari a 2. L’uso dell’imaging parallelo ac-corcia la durata della scansione a discapito del SNR eCNR: queste perdite sono però compensate a 3 T, infattipiù alto è il fattore SENSE per ridurre il SAR ad alto cam-po più i vantaggi di questo sono evidenti: questo può esse-re il motivo dell’incremento di SNR e CNR che è stato ri-portato.

Questa ultima affermazione ha il limite che i valori diSNR e CNR presentati sono stati valutati con un tempo diinversione più lungo del 50% e la scelta del corretto tempodi inversione è stata arbitraria, su base visiva della migliorsoppressione del miocardio sano. Tuttavia, l’aumento dellaqualità d’immagine è così evidente che non può essere at-tribuita solo ad una stima errata. Questo vantaggio può es-sere direzionato verso l’acquisizione di immagini di DE adalta risoluzione (usando una matrice più alta) o, in combi-nazione ad un fattore SENSE maggiore, riducendo la dosedi gadolinio alla metà (es, 0,1 mmol/kg) oppure entrambe.L’ultimo approccio probabilmente porta vantaggi anchenell’imaging di perfusione al primo passaggio dove il ga-dolinio altamente concentrato dentro la cavità ventricolaree soprattutto nelle regioni subendocardiche è responsabiledella perdita dell’intensità di segnale a livello dell’inter-faccia per artefatti da suscettibilità magnetica [30].

Conclusioni

Questo studio dimostra come la RM cardiaca a 3 T permet-ta di ottenere risultati similari a quelli ottenibili a 1,5 Tnella valutazione dei parametri cardiaci di funzionalità e vitalità. Il vantaggio principale a 3 T è stato l’incrementodi più di tre volte del SNR e CNR del miocardio danneggia-to nella valutazione di enhancement tardivo. Anche se nel-le sequenze SSFP si è ottenuto un guadagno significativodel SNR del miocardio a 3 T, il guadagno teorico è ancoralontano. In aggiunta, è stata riportata una perdita di CNRnelle immagini di perfusione. I parametri delle sequenze

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still great. In addition, we report a loss of CNR in the first-pass study. Imaging parameters of cine and perfusion se-quences need to be adjusted to reap all potential benefits of3 T, whereas the better evidence of scar tissue on DE imagescould be addressed in many directions.

per lo studio della funzione e della perfusione necessitanodi essere ottimizzati per conseguire tutti i potenziali benefi-ci del 3 T, mentre la maggior evidenza del tessuto infartua-to nelle immagini di DE può essere utilizzato in differentimodi.

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