Development of pulse sequences for hyperpolarized 13C magnetic resonance spectroscopic imaging of tumour metabolism

Metabolic imaging with hyperpolarized 13C-labeled cell substrates is a promising technique for imaging tissue metabolism in vivo. However, the transient nature of the hyperpolarization - and its depletion following excitation - limits the imaging time and the number of excitation pulses that can be used. A single-shot 3D imaging sequence has been developed and it is shown in this thesis to generate 13C MR images in tumour-bearing mice injected with hyperpolarized [1-13C]pyruvate. The pulse sequence acquires a stack-of-spirals at two spin echoes after a single excitation pulse and encodes the kz-dimension in an interleaved manner to enhance robustness to B0 inhomogeneity. Spectral-spatial pulses are used to acquire dynamic 3D images from selected hyperpolarized 13C-labeled metabolites. A nominal spatial/temporal resolution of 1.25 x 1.25 x 2.5 $mm^3$ x 2 s was achieved in tumour images of hyperpolarized [1-13C]pyruvate and [1-13C]lactate acquired in vivo. An advanced sequence is also described in this thesis in a later study to acquire higher resolution images with isotropic voxels (1.25 x 1.25 x 1.25 $mm^3$) at no cost of temporal resolution. EPI is a sequence widely used in hyperpolarized 13C MRI because images can be acquired rapidly with limited RF exposure. However, EPI suffers from Nyquist ghosting, which is normally corrected for by acquiring a reference scan. In this thesis a workflow for hyperpolarized 13C EPI is proposed that requires no reference scan and, therefore, that does not sacrifice a time point in the dynamic monitoring of tissue metabolism. To date, most of the hyperpolarized MRI on metabolism are based on 13C imaging, while 1H is a better imaging target for its 4 times higher gyromagnetic ratio and hence 16 times signal. In this thesis the world’s first dynamic 1H imaging in vivo of hyperpolarized [1-13C]lactate is presented, via a novel double-dual-spin-echo INEPT sequence that transfers the hyperpolarization from 13C to 1H, achieving a spatial resolution of 1.25 x 1.25 $mm^2$

Single shot three-dimensional pulse sequence for hyperpolarized 13 C MRI.

PURPOSE: Metabolic imaging with hyperpolarized 13 C-labeled cell substrates is a promising technique for imaging tissue metabolism in vivo. However, the transient nature of the hyperpolarization, and its depletion following excitation, limits the imaging time and the number of excitation pulses that can be used. We describe here a single-shot three-dimensional (3D) imaging sequence and demonstrate its capability to generate 13 C MR images in tumor-bearing mice injected with hyperpolarized [1-13 C]pyruvate. METHODS: The pulse sequence acquires a stack-of-spirals at two spin echoes after a single excitation pulse and encodes the kz-dimension in an interleaved manner to enhance robustness to B0 inhomogeneity. Spectral-spatial pulses are used to acquire dynamic 3D images from selected hyperpolarized 13 C-labeled metabolites. RESULTS: A nominal spatial/temporal resolution of 1.25 × 1.25 × 2.5 mm3  × 2 s was achieved in tumor images of hyperpolarized [1-13 C]pyruvate and [1-13 C]lactate acquired in vivo. Higher resolution in the z-direction, with a different k-space trajectory, was demonstrated in measurements on a thermally polarized [1-13 C]lactate phantom. CONCLUSION: The pulse sequence is capable of imaging hyperpolarized 13 C-labeled substrates at relatively high spatial and temporal resolutions and is robust to moderate system imperfections. Magn Reson Med 77:740-752, 2017. © 2016 The Authors Magnetic Resonance in Medicine published by Wiley Periodicals, Inc. on behalf of International Society for Magnetic Resonance in Medicine. This is an open access article under the terms of the Creative Commons Attribution License, which permits use, distribution and reproduction in any medium, provided the original work is properly cited.The work was supported by a Cancer Research UK Programme grant (17242) to KMB and by the CRUK-EPSRC Imaging Centre in Cambridge and Manchester (16465). JW was also supported, in part, by a grant from the Danish Strategic Research Council (LIFE-DNP: Hyperpolarized magnetic resonance for in vivo quantification of lipid, sugar and amino acid metabolism in lifestyle related diseases).This is the final version of the article. It first appeared from Wiley via https://doi.org/10.1002/mrm.2616

Water and lipid artifacts removal in MRSI data of the brain using new post-processing methods

Tese de mestrado integrado, Engenharia Biomédica e Biofísica (Sinais e Imagens Médicas) Universidade de Lisboa, Faculdade de Ciências 2016Espectroscopia de ressonância magnética (MRS), ao contrário de imagem de ressonância magnética (MRI), permite adquirir informação metabólica em vez de apenas informação morfológica. Imagem de MRS (MRSI) no cérebro permite detetar espectros de múltiplos voxels e, consequentemente, a heterogeneidade espacial de concentrações metabólicas, o que pode ser um indicador de doenças neurológicas e metabólicas. Contudo, MRSI é tecnicamente mais desafiante em campos magnéticos ultra altos havendo algumas limitações que impedem a implementação de MRSI em diagnóstico clínico. Como as concentrações dos metabolitos no corpo são muito mais baixas do que as dos lípidos e, especialmente, da água a sensibilidade de MRS na deteção dos metabolitos é muito mais baixa. Além disso, os sinais da água e dos lípidos são várias ordens de magnitude superiores às dos metabolitos, contaminando o espectro metabólico. Deste modo, é necessário utilizar técnicas de supressão de água e de lípidos. Todavia, devido à heterogeneidade de campo magnético causada por diferenças de suscetibilidade magnéticas nas interfaces ar-tecido, os sinais de água e dos lípidos podem sofrer um desvio da sua frequência, dificultando ainda mais a sua supressão. As técnicas mais usadas para supressão de água são a chemical-shift selective water suppression (CHESS) e a variable pulse power and optimized relaxation delays (VAPOR) que é baseada em CHESS. Embora a CHESS seja mais sensível a heterogeneidades de T1 e de B1, permite tempos de repetição mais curtos do que a VAPOR. No caso dos lípidos, técnicas como supressão de volume exterior (OVS) são muito usadas, porém necessitam de pulsos de radiofrequência (RF) adicionais e gradientes de desfasamento que aumentam o tempo de aquisição. Contudo, desenvolveu-se recentemente uma crusher coil que utiliza uma pequena corrente para gerar gradientes superficiais de desfasamento, criando uma distorção de campo magnético B0 que desfasa o sinal dos lípidos, permitindo tempos de aquisição mais curtos. A resolução espacial em MRSI é limitada não só pela baixa razão sinal-ruido (SNR) dos metabolitos, mas também pelo tempo necessário para codificação em fase das dimensões espaciais. Consequentemente, MRSI adquire-se com amostragem limitada do espaço k para manter tempos de aquisição aceitáveis. Os dados de MRSI necessitam de uma reconstrução com transformada de Fourier (FT) que, devido à amostragem limitada com zero-filling do espaço k, origina efeito de Gibbs ringing. A contaminação de sinal associada a este efeito é chamada de voxel bleeding (vazamento de sinal) e pode ser caracterizada usando a função de resposta ao impulso (PSF). A PSF é descrita por uma função seno cardinal, cuja largura a meia altura do pico principal corresponde ao tamanho efetivo do voxel. A contribuição do sinal pode ser positiva ou negativa e vai diminuindo com a distância à origem da PSF. No caso de a fonte de sinal estar no centro do voxel, não causará contaminação, pois os lobos laterais da função cruzam o valor zero no centro dos voxels adjacentes, ou seja, as contribuições cancelar-se-ão. Caso a fonte esteja localizada na borda do voxel, existirá uma propagação significativa do sinal para os voxels adjacentes. Filtros de apodização do espaço k permitem reduzir os lobos laterais da PSF e, consequentemente, a contaminação. Contudo, aumentam o tamanho efetivo do voxel, diminuindo a resolução espacial efetiva. Várias técnicas para redução de contaminação de lípidos têm sido propostas. Porém, estas apresentam algumas limitações. O objetivo deste estudo é desenvolver um novo método de pós-processamento que permita reduzir a contaminação do sinal dos lípidos extracerebrais nos espectros do cérebro usando conhecimento prévio da PSF. O método desenvolvido foi chamado Reduction of Lipid contamination with Zero-padding (REDLIPZ). Realizaram-se simulações com dados de MRSI simulados para testar o método e adquiriram-se dados de MRSI de fantomas e do cérebro para validação do método. Estes dados foram ainda usados para gerar dados com menor resolução. Utilizaram-se dois fantomas, um contendo água (fantoma de água), acetato, etanol e fosfato, simulando o sinal de metabolitos, e outro contendo óleo de girassol (fantoma de lípidos), simulando o sinal dos lípidos. Apenas no caso dos fantomas, foram feitas aquisições de referência (usando apenas o fantoma de água) onde não se aplicou qualquer supressão. Nas aquisições metabólicas para os fantomas (usando os dois fantomas) e in vivo, utilizou-se supressão de água com CHESS e supressão de lípidos com a crusher coil. Os dados do fantoma foram processados com e sem um filtro de apodização do espaço k, e os dados in vivo apenas com o filtro. Foi efetuada uma remoção do sinal residual da água com pós-processamento e não foi aplicada correção para a heterogeneidade de campo B1. Foram adquiridos mapas de lípidos e dos metabolitos para melhor visualizar alterações espaciais provocadas pelos métodos. Mapas da razão entre os picos dos metabolitos e dos lípidos também foram calculados, ilustrando alterações relativas para verificar se o método tem um maior efeito nos lípidos do que nos metabolitos. Avaliaram-se os espectros de diferentes voxels, um com baixa e outro com alta contaminação mostrando o efeito do método consoante o nível de contaminação. Comparou-se a razão acetato/etanol entre espectros da aquisição de referência (aquisição apenas com o fantoma de água) e da aquisição metabólica (aquisição com ambos os fantomas) para verificar se ambos os picos sofriam alterações de maneira uniforme após aplicação dos métodos. As comparações entre resultados do fantoma processados com e sem filtro mostram o efeito do método em ambos os dados. A comparação dos resultados dos dados originais com os de baixa resolução permite verificar como o método funcionaria com dados de menor resolução. Para este método é necessário assumir previamente que a propagação do sinal dos metabolitos é insignificante e que, por isso, este efeito pode ser desprezado. A utilização de um filtro de apodização do espaço k dificulta o cálculo de uma PSF mais verdadeira. A PSF estimada para os dados do fantoma processados com o filtro, terá lobos laterais diferentes e superiores aos da PSF real apodizada pelo filtro. A presença inesperada de sinal de metabolitos nas regiões correspondentes aos lípidos deve-se aos sinais de água e dos lípidos não totalmente suprimidos. Estes causam distorções da linha de base do espectro e, consequentemente, criam falsos sinais dos metabolitos. As maiores alterações provocadas pelo método nos voxels com maior contaminação, reforçam o facto das contribuições da PSF diminuírem com a distância ao centro da PSF. Verificou-se ainda que os diferentes metabolitos não são afetados uniformemente, porque a PSF difere para as várias ressonâncias. Nos dados de menor resolução foi observada uma menor redução do sinal dos lípidos e maiores artefactos de Gibbs ringing. Estes artefactos estão de acordo com o facto de que a PSF depende da resolução da imagem. Para dados de menor resolução a PSF apresenta lobos laterais maiores. Além disso é mais difícil definir o sinal dos lípidos responsável pela contaminação devido a efeitos de volume parcial e, por essa razão, a PSF produzida será menos precisa. Por último, a heterogeneidade de B1 causa uma variação espacial nos ângulos de nutação. A grande heterogeneidade de sinal deve-se ao facto de não ter sido aplicada uma correção para a heterogeneidade de B1. A correção é necessária no caso de serem feitas comparações diretas entre picos de diferentes metabolitos no espectro. Porém, a correção de B1 não é importante para o cálculo da PSF. A PSF depende da intensidade do sinal e se for aplicada correção de B1 antes de aplicar o método, a intensidade do sinal mudaria, mas a PSF calculada também mudará consoante essa alteração. Trabalho futuro incluirá a combinação dos dados de MRSI com imagens de alta resolução de MRI. Usando a imagem de MRI, o objetivo é realizar uma seleção mais precisa do sinal dos lípidos que realmente geram contaminação melhorando a estimação da PSF destes sinais. Também o perfil de sensibilidade das bobines de receção será tido em conta. A PSF é calculada com uma ponderação relativa à sensibilidade para cada uma das bobines, e no fim é feita uma soma de todas contribuições para cada voxel. Desta forma, produz-se um conhecimento prévio da PSF mais verdadeiro. O método desenvolvido neste estudo permitiu reduzir alguma contaminação dos lípidos em dados de MRSI do cérebro, através da determinação e subtração da PSF destes contaminantes dos espectros contaminados. A redução é benéfica e necessária para deteção e quantificação da concentração corretas dos metabolitos aumentando, assim, a relevância clinica das técnicas de MRSI.MR spectroscopic (MRS) imaging has relatively low spatial resolution and the reconstruction of the data requires a Fourier transform. As a result, MRS images suffer from an effect referred to as voxel bleeding, whereby residual extra-cranial lipid signals contaminate neighboring voxels. These signals can be one to two orders of magnitude higher than the metabolites, leading to a distortion of metabolite information as well as incorrect detection and quantification. Lipid contamination reduction is necessary to enable quantification of metabolite concentrations, thus, increasing the clinical relevance of MRSI techniques. To this end, our aim was to develop a post-processing method to reduce extra-cerebral lipid tissue signal contamination in the brain tissue spectra. In this work, a new post-processing approach to reduce extra-cerebral tissue lipid signal contamination in the brain tissue spectra by using prior PSF knowledge is presented. A method named REDLIPZ (REDuction of LIPid contamination with Zero-padding) was implemented to assess the PSF knowledge via zero-padding the k-space. The measured PSF of the contaminating lipid signal was later subtracted from the contaminated data. The REDLIPZ produced some reduction of the lipid signal with minimal variations (either an increase or a decrease) in the metabolite resonances both in phantom and in vivo MRSI data acquired at ultra-high field (7T). The reduction of the lipid signal was greater in generated data with lower resolution, however, the changes in the metabolite resonances were also larger. The method was proven to reduce some lipid contamination. This is beneficial for the clinical relevance of MRSI. Combining MRSI with high resolution MR images and taking into account the receiving coil array sensitivity profiles should be both considered for a more precise and truthful measure of the PSF. Further refinement including B1 correction and pre-processing of the MRSI data is required

Methodological consensus on clinical proton MRS of the brain: Review and recommendations

© 2019 International Society for Magnetic Resonance in Medicine Proton MRS (1H MRS) provides noninvasive, quantitative metabolite profiles of tissue and has been shown to aid the clinical management of several brain diseases. Although most modern clinical MR scanners support MRS capabilities, routine use is largely restricted to specialized centers with good access to MR research support. Widespread adoption has been slow for several reasons, and technical challenges toward obtaining reliable good-quality results have been identified as a contributing factor. Considerable progress has been made by the research community to address many of these challenges, and in this paper a consensus is presented on deficiencies in widely available MRS methodology and validated improvements that are currently in routine use at several clinical research institutions. In particular, the localization error for the PRESS localization sequence was found to be unacceptably high at 3 T, and use of the semi-adiabatic localization by adiabatic selective refocusing sequence is a recommended solution. Incorporation of simulated metabolite basis sets into analysis routines is recommended for reliably capturing the full spectral detail available from short TE acquisitions. In addition, the importance of achieving a highly homogenous static magnetic field (B0) in the acquisition region is emphasized, and the limitations of current methods and hardware are discussed. Most recommendations require only software improvements, greatly enhancing the capabilities of clinical MRS on existing hardware. Implementation of these recommendations should strengthen current clinical applications and advance progress toward developing and validating new MRS biomarkers for clinical use

Real-time Feedback of B0 Shimming at Ultra High Field MRI

Magnetic resonance imaging(MRI) is moving towards higher and higher field strengths. After 1.5T MRI scanners became commonplace, 3T scanners were introduced and once 3T scanners became commonplace, ultra high field (UHF) scanners were introduced. UHF scanners typically refer to scanners with a field strength of 7T or higher. The number of sites that utilise UHF scanners is slowly growing and the first 7T MRI scanners were recently CE certified for clinical use. Although UHF scanners have the benefit of higher signal-to-noise ratio (SNR), they come with their own challenges. One of the many challenges is the problem of inhomogeneity of the main static magnetic field(B0 field). This thesis addresses multiple aspects associated with the problem of B0 inhomogeneity. The process of homogenising the field is called "shimming". The focus of this thesis is on active shimming where extra shim coils drive DC currents to generate extra magnetic fields superimposed on the main magnetic field to correct for inhomogeneities. In particular, we looked at the following issues: algorithms for calculating optimal shim currents; global static shimming using very high order/degree spherical harmonic-based (VHOS) coils; dynamic slice-wise shimming using VHOS coils compared to a localised multi-coil array shim system; B0 field monitoring using an NMR field camera; characterisation of the shim system using a field camera; and designing a controller based on the shim system model for real-time feedback

Real-time motion and main magnetic field correction in MR spectroscopy using an EPI volumetric navigator

In population groups where subjects do not lie still during Magnetic Resonance Spectroscopy (MRS) scans, real-time volume of interest (VOI), frequency, and main magnetic field (B0) shim correction may be necessary. This work demonstrates firstly that head movement causes significant B0 disruption in both single voxel spectroscopy and spectroscopic imaging

Prediction of motion induced magnetic fields for human brain MRI at 3T

Objective Maps of B0 field inhomogeneities are often used to improve MRI image quality, even in a retrospective fashion. These field inhomogeneities depend on the exact head position within the static field but acquiring field maps (FM) at every position is time consuming. Here we explore different ways to obtain B0 predictions at different head positions. Methods FM were predicted from iterative simulations with four field factors: 1) sample induced B0 field, 2) system's spherical harmonic shim field, 3) perturbing field originating outside the field of view, 4) sequence phase errors. The simulation was improved by including local susceptibility sources estimated from UTE scans and position-specific masks. The estimation performance of the simulated FMs and a transformed FM, obtained from the measured reference FM, were compared with the actual FM at different head positions. Results The transformed FM provided inconsistent results for large head movements (>5 degree rotation), while the simulation strategy had a superior prediction accuracy for all positions. The simulated FM was used to optimize B0 shims with up to 22.2% improvement with respect to the transformed FM approach. Conclusion The proposed simulation strategy is able to predict movement induced B0 field inhomogeneities yielding more precise estimates of the ground truth field homogeneity than the transformed FM

Echo Planar Time-Resolved Imaging (EPTI) with Subspace Reconstruction and Optimized Spatiotemporal Encoding

Purpose: To develop new encoding and reconstruction techniques for fast multi-contrast quantitative imaging. Methods: The recently proposed Echo Planar Time-resolved Imaging (EPTI) technique can achieve fast distortion- and blurring-free multi-contrast quantitative imaging. In this work, a subspace reconstruction framework is developed to improve the reconstruction accuracy of EPTI at high encoding accelerations. The number of unknowns in the reconstruction is significantly reduced by modeling the temporal signal evolutions using low-rank subspace. As part of the proposed reconstruction approach, a B0-update algorithm and a shot-to-shot B0 variation correction method are developed to enable the reconstruction of high-resolution tissue phase images and to mitigate artifacts from shot-to-shot phase variations. Moreover, the EPTI concept is extended to 3D k-space for 3D GE-EPTI, where a new temporal-variant of CAIPI encoding is proposed to further improve performance. Results: The effectiveness of the proposed subspace reconstruction was demonstrated first in 2D GESE EPTI, where the reconstruction achieved higher accuracy when compared to conventional B0-informed GRAPPA. For 3D GE-EPTI, a retrospective undersampling experiment demonstrates that the new temporal-variant CAIPI encoding can achieve up to 72x acceleration with close to 2x reduction in reconstruction error when compared to conventional spatiotemporal-CAIPI encoding. In a prospective undersampling experiment, high-quality whole-brain T2* and QSM maps at 1 mm isotropic resolution was acquired in 52 seconds at 3T using 3D GE-EPTI with temporal-variant CAIPI encoding. Conclusion: The proposed subspace reconstruction and optimized temporal-variant CAIPI encoding can further improve the performance of EPTI for fast quantitative mapping