Summary
신경 근육 질환은 종종 다양한 시간적, 공간적으로 불균일하고, 다방면 병변을 나타낸다. 이 프로토콜의 목적은 비 침습 자기 공명 영상 법을 이용하여이 병변을 특성화한다.
Introduction
양 자기 공명 영상 (qMRI)는 물리적, 화학적 정량화 개발 및 MRI의 사용을 설명하고 / 또는 생명체의 생물학적 특성. QMRI 한 관심 조직 및 MRI 펄스 시퀀스로 구성된 시스템의 생물 리 학적 모델을 채용하는 것이 필요하다. 펄스 시퀀스는 모델에 대한 관심의 파라미터로 영상 '신호 세기 민감하도록 설계되었다. MRI 신호 특성 (신호 강도, 주파수, 및 / 또는 위상) 모델에 따라 측정되고 분석된다. 목표는 지속적으로 측정 한 분산 된 물리적 단위를 갖는 물리적 또는 생물학적 파라미터의 바이어스 정량적 추정치를 생성한다. 종종 시스템을 기술하는 방정식을 분석하고, 그 화소 값을 직접 변수의 값을 반영하여 이미지를 생성하는 화소 단위에 장착된다. 이러한 화상은 파라미터 맵으로 지칭된다.
qMRI의 일반적인 사용은 D이다evelopment 및 바이오 마커의 응용 프로그램입니다. 바이오 마커는 질병 메카니즘을 조사 진단을 확립 예후를 결정 및 / 또는 치료 학적 반응을 평가하기 위해 사용될 수있다. 이들은 내인성 또는 외인성 분자, 조직 학적 표본 물리량, 또는 내부 화상의 농도 또는 활동의 형태를 취할 수있다. 바이오 마커의 일반적인 요건은 객관적 측정의 물리적 단위를 사용하여 연속적으로 분산 변수를 측정한다는 것이다; 관심의 병리와 명확하고 잘 이해 관계를 가지고; 에 대한 개선과 임상 상태의 악화에 민감하다; 적합한 정확도와 정밀도로 측정 할 수있다. 그들은 환자의 편안함을 촉진하고 최소한의 관심의 병리를 방해로 비 침습적 또는 최소 침습 바이오 마커는, 특히 바람직하다.
근육 질환 이미지 기반 바이오 마커를 개발하기위한 목표 complementar있는 방법 근육 질환을 반영하는 것이다Y, 더욱보다 구체적 더 이상 선택적 공간적 및 / 또는 기존의 방법보다 덜 침습적. 이와 관련 qMRI의 한 가지 특별한 장점은 여러 가지 유형의 정보를 통합하고, 이에 따라 잠재적으로 질병 과정의 많은 부분을 특성화하는 잠재력을 가지고있다. 이 기능은 자주 지방 교체, 섬유증의 myofilament 격자 ( "Z 디스크 스트리밍")의 중단, 그리고 막 손상과 염증, 괴사 및 / 또는 위축을 포함하는 공간적 변수, 복잡한 병리학을 전시하는 근육 질환에서 매우 중요하다 . qMRI 방법의 또 다른 이점은 대조 계 MR 이미지의 질적 또는 반 정량적 인 설명이 아니라 병리학뿐만 아니라, 화상 취득 파라미터 하드웨어의 차이, 그리고 인간의 지각을 반영한다는 것이다. 이 마지막 문제의 예는 Wokke 등., 지방 침투의 반 정량적 평가 승, 매우 다양하고 자주 잘못된 것으로 나타났다에 의해 입증되었다양적 지방 / 물 MRI (FWMRI)에 비해 암탉 1.
여기에 설명되는 프로토콜 (QMT) 파라미터, 확산 텐서 MRI (DT-MRI)를 사용하여 수분 확산 계수, 그리고 근육의 구조를 사용하여 길이 (T 1)와 횡 방향 (T 2) 완화 시간 상수 정량적 자화 전송을 측정하기위한 펄스 시퀀스를 포함 구조적인 이미지와 FWMRI. T 1 순 자화 벡터가 반전되고 시스템은 평형 상태로 복귀하여 그 크기로 샘플링하는 반전 회수 시퀀스를 사용하여 측정된다. T 2는 반복적으로 같은 카 - 퍼셀 카르 · 퍼 어셀 · 메이 붐 · 길 (CPMG) 방법으로 재조명 펄스의 기차를 이용하여 가로 자화를 재조명하고, 생성 된 스핀 에코를 샘플링하여 측정한다. T 1 및 T 2 데이터 expone들을 가정 중 비 - 선형 곡선 피팅 방법을 사용하여 분석 될 수있다ntial 성분 사전 (일반적으로 하나 내지 3 개) 또는 신호의 진폭 스펙트럼의 결과 감쇠 지수 함수의 다수의 합 관측 데이터에 맞는 선형 역 방식을 사용하여이. 이 방법은 적어도 음이 아닌 사각 (NNLS) 용액 3을 요구하고 전형적 안정적인 결과를 생성하기 위해 추가 정규화를 포함한다. T 1과 T 2 측정 널리 근육 질환 및 부상 4-9을 연구하는 데 사용되었다. T 1 값은 일반적으로 근육의 지방 침투 지역에서 감소 및 염증 지역 4-6에서 증가된다 T 2 값은 모두 지방 침투 및 염증 영역 (10)에서 증가된다.
QMT-MRI 무료 물 양성자 (풀 크기 비율, PSR)에 고분자의 비율을 추정하여 조직에서 무료로 물과 고체와 같은 거대 분자 양자 풀을 특징; 휴식 고유이 풀의 ATION 속도; 그들 사이의 환율. 일반 QMT 방식은 펄스 채도 (11)와 선택적 반전 복구 12,13 방법을 포함한다. 프로토콜은 아래의 물 양성자 신호의 좁은 선폭에 대하여 거대 분자 양자 신호의 넓은 선폭을 이용한다 펄스 포화 접근법의 사용을 설명한다. 수분 신호로부터 충분히 서로 다른 공진 주파수에서의 거대 분자 신호를 포화시킴으로써, 수분 신호는 고체없는 물 양성자 풀 간의 자화 전달의 결과로서 감소된다. 데이터는 양적 생물 리 학적 모델을 사용하여 분석한다. QMT 개발하고 건강한 근육 14, 15에 적용하고, 최근의 추상적 인 근육 질환 (16)의 구현을 설명 등장하고있다. 이 염증은 PSR (17)를 감소 함을 보였다 특징 QMT는 근육 염증의 작은 동물 모델을 연구하는 데 사용되었습니다. 진대 MT로거대 분자와 물 모두 내용을 반영, MT 데이터는 섬유증 (18, 19)을 반영 할 수있다.
DT-MRI 주문시, 신장 세포 조직 내의 물 분자의 이방성 확산 동작을 정량화하는데 사용된다. DT-MRI에서 물의 확산은 6 개 이상의 상이한 방향에서 측정되고; 이 신호는 다음 텐서 모델 (20)에 장착되어 있습니다. 확산 텐서, D는 (세 가지 주요 확산율 있습니다) 세 가지 고유하고 (세 확산 계수에 대응하는 방향을 나타냅니다) 세 개의 고유 벡터를 얻기 위해 대각된다. D로부터 유도 및 다른 계량 지수 현미경 수준에서의 조직 구조 및 방향에 대한 정보를 제공한다. 근육의 확산 성, 특히 D의 제 3 고유 확산 이방성의 정도는, 실험 인해 손상이 염증에 근육 (17) 및 근육 손상을 반영1, 스트레인 부상 (22), 질병 (23, 24). 근육의 확산 특성에 다른 잠재적 인 영향은 기포 직경 (25)과 막 투과성의 변화의 변화를 포함한다.
마지막으로, 근육의 위축, 또는 육안없이 지방 침투없이 많은 근육 질환의 병리학 적 성분이다. 근육 위축 지방산 침투 평가 근육 단면적이나 부피 FW-MRI를 측정하는 구조의 이미지를 이용하여 평가 될 수있다. 지방 침윤 정성 T 1에서 설명 될 수있다 - 및 T (2)는 이미지 (26)를 -weighted하지만, 지방과 물 신호가 가장 지방과 물 양성자 27-29의 서로 다른 공진 주파수를 이용하는 이미지를 형성함으로써 측정된다. 양 지방 / 물 촬상 방법은 근이영양증 1,30,31으로 근육 질환으로 적용되었으며, 이들 환자 31 보행의 손실을 예측할 수있다.
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Protocol
참고 : 독자가 인체를 이용한 모든 조사 연구에서 인간 주제의 사용에 대한 지역 임상 시험 심사위원회 (IRB)의 승인을 받아야 것을 상기한다. 연구 참가자는 제안 된 연구의 목적, 절차, 위험과 혜택을 통보해야합니다; 대체 치료 또는 절차의 가용성; 보수의 가용성; 및 개인 정보 보호에 대한 자신의 권리 및 동의를 철회하고 참여를 중단합니다. MRI를 테스트 세션에 앞서, IRB 승인 동의서 문서 (ICD)와 전위 연구 참가자 제시 내용을 설명하고, 그 / 그녀가 본 연구에 참여하고자하는 경우 잠재적 인 연구 참여자를 요청해야 조사관. 그렇다면, 학습자는 서명을 가지고 여기 프로토콜의 모든 단계를 완료하기에 앞서 ICD 데이트된다.
테스트의 날 1. 작업 전
- 는 D 혼동 할 수 생활 습관 제한ATA
- 테스트하기 전에 48 시간 동안 중등도 또는 심한 운동을 수행하지 않도록 참가자를 지시한다. 시험을하기 전에 24 시간 동안 이상 - 더 - 카운터 약물과 알코올 섭취를 절제 할 수있는 참가자를 지시한다. 테스트하기 전에 6 시간 동안 흡연이나 카페인 섭취 자제 참가자를 지시한다.
- 테스트에 앞서, 참가자가이 지침을 준수하고 있는지 확인합니다.
- 자기 공명 영상 시스템 준비
- 재료 및 장비의 표에 나열된 모든 필요한 장비의 가용성을 확인합니다.
- MRI 검사 프로토콜을 정의; 5 - 제안 매개 변수는 표 1에서 발견된다.
테스트 2. 일 : MRI 데이터 수집을위한 준비
- 행동 안전 검사
- MRI를 안전-t을 가지는하여 MRI 환경에서 잠재적 인 위험에 대한 화면의료 노동자는 www.mrisafety.com에서 발견 된 것과 같은 적절한 MRI 안전 양식 연구 참가자를 제시 비가 내렸다.
- 모든 이식 자기 또는 자기 적으로 민감한 개체가있는 경우, 그들은 MRI 검사를위한 안전하다는 것을 확인하십시오.
- 자기 공명 영상 시스템 준비
- 모든 직원은 MRI 시스템을 수용 방에 들어가기 전에 모든 자성 및 자성을 띤 물체를 제거했는지 확인합니다. 이 검사에게 누군가가 MRI 실에 진입 할 때마다 실시한다.
- 자기 공명 영상 장치의 환자 베드의 수신 코일을 배치하여 MRI 시스템을 준비한다. 또한, 침대에 베개와 시트와 베개와 매트리스를 배치합니다. 무릎 아래에 배치 허벅지 주위에 배치 가능한 스트랩과 덧 베개 나 쿠션을 가지고있다.
- 소프트웨어 인터페이스를 시작 환자 데이터를 입력하고, 영상 프로토콜을 엽니 다.
- <자기 공명 영상 스캐너 표에 연구 참가자를 배치올>
- 그 / 그녀가 자기에 민감한 개체에 대한 그 / 그녀의 사람과 옷을 검사로 연구 참가자를 관찰한다. 잠글 용기에 MRI 실 외부에서 이러한 개체를 고정합니다. 바로이 단계를 완료 한 후 연구 참여자와 MRI 실을 입력합니다.
- 부정사, 발 - 첫 번째 위치에 환자 침대에 참가자를 놓습니다. 본체 부분을 배치하는 것이 실용적 같은 테이블의 중심선에 가깝게 이미지화한다. 무릎 아래 장소 덧 베개 나 베개는 낮은에 대한 스트레인 릴리프를 다시 제공하고 머리 아래에 베개를 배치합니다. 부드럽게 움직임을 제한하지만 효과적으로 허벅지, 다리와 발을 보호하고 참가자가 편안한 지 확인합니다.
- 참가자의 허벅지 주위 RF 수신기 코일을 배치하고는 MRI 시스템에 연결한다.
- 연구자와 통신하는 방법에 대한 지침을 제공합니다. 상기 p-을 제공합니다보호 및 필요한 경우주의를 요구하는 데 사용될 수있는 신호 장치를 청각 articipant. 동안 모든 영상 시퀀스 사이에 여전히 머물 수있는 필요의 참가자를 지시한다.
- 묘화 될 수있는 부위가 MRI 스캐너의 중앙에 정렬되어 있는지 등 MRI 스캐너로 환자 베드 전진.
- 자기 공명 영상 실을 종료 한 후, 환자 통신 시스템이 작동하고 참가자가 편안하게 볼되어 있는지 확인합니다. 프로토콜 전반에 걸쳐 지침에 그 / 그녀의 편안함과 준수를 보장하기 위해 참가자와 정기적으로 통신합니다.
테스트의 3 일 : 자기 공명 영상 데이터 획득
- 준비 단계
- 자기 공명 영상 시스템은 각각 이미징 시퀀스 (중심 주파수, 수신기 이득 조정 등)하기 전에 설정 및 교정 수단이 이들 공정을 감독하고, 각 단계를 수행하는 correctl되도록 결정으로서와이.
- 적합한 소프트웨어 인터페이스를 사용하면, 로컬 라이저 이미지의 세트 (또한, 파일럿 또는 정찰 이미지라고도 함) 획득; 표 2에 제시된 제안 된 파라미터를 이용.
- 및 / 또는 재생 가능한 해부학 적으로 조각의 위치를 참조하여 손상의 영역을 파악하여, qMRI 데이터 수집을위한 중앙 슬라이스를 배치 할 위치를 결정합니다.
- 코일 교정 단계를 전송 및 수신
- 단계뿐만 아니라 모든 후속 이미징 단계는 정적 자기장 (B 0) "shimming"로 알려진 프로세스의 균일 성을 최적화하는 해부학의 영역을 정의한다. 관심 shimming 볼륨의 전형적인 배치를도 1a를 참조 (VOI)는 본 연구에서 사용 하였다.
- 자기 공명 영상 스캐너가 다중 요소 송신 코일을 갖는 경우, RF 교정 데이터 세트를 획득.
- 자기 공명 영상 스캐너 다중 수신 소자 코일이 있으면 취득코일의 공간 감도지도.
- 구조 MRI 데이터 획득
- 높은 해상도, 멀티 슬라이스를 획득, T 1은 고속 스핀 에코 (FSE) 시퀀스를 사용하여 이미지 -weighted; 본 연구에서 사용 된 촬상 파라미터는 표 1에 제공된다.
- 고해상도 멀티 슬라이스, T (2)는 FSE 시퀀스를 사용하여 이미지를 획득 -weighted; 본 연구에서 사용 된 촬상 파라미터는 표 2에 제공된다.
- 실시간 품질 관리 및 제작 후 처리 수정에 대한 데이터 획득
- B 0 필드 맵의 계산을위한 3 차원 (3D) 다중 구배 에코 데이터를 획득. 본 연구에서 사용 된 촬상 파라미터는 표 3에 제공된다.
- 이상 ± 60 Hz에서의 어떠한 편차 (약 0.5가 없도록 필드 맵을 검사이미지에 3 테슬라에서 백만 분). 이 경우 shimming 대안 접근법을 채택 (다른 방법으로서, VOI의 상이한 배치 등.).
- 장동 각 맵의 계산을위한 3 차원 데이터를 획득. 본 연구에서 사용 된 촬상 파라미터는 표 2에 제공된다.
- 공칭 장동 각도에서 과도하게 벗어난 어떤 부분이 없는지 확인하기 위해 현장지도를 검사합니다. 이 프로토콜에서 사용되는 RF 펄스를 들어, 공칭 장동 각도 ± 30 % 이상 편차가 과도하게 간주된다.
- qMRI 데이터 획득
- 반전 복구 시퀀스를 사용하여 상기 T (1)의 연산에 3D 이미지를 획득. 본 연구에서 사용 된 촬상 파라미터는 표 3에 제시되어있다.
- 이 파라미터 abbrevia이다 (FS 지방 신호 억제의 존재하에 측정 한 T 반복테드 T 1, FS).
- 복수의 스핀 에코 시퀀스를 이용하여 T (2)의 계산을 위해 단일 슬라이스 이미지를 획득. 표 3에 제시된 촬상 파라미터를 사용한다.
- FS (T 2, FS)의 존재하에 T이 측정을 반복한다.
- FS와 펄스 포화 서열 및 표 4에 주어진 촬상 파라미터를 이용하여, QMT 파라미터의 계산 된 3D 이미지를 획득.
- 확산 강조 영상의 시리즈를 사용하여, 확산 텐서 파라미터 계산 다중 슬라이스 데이터 획득. 이러한 연구에 사용되는 촬상 파라미터는 표 4에 나타내었다.
- 여섯 구배 에코 이미지의 시리즈를 사용하여 지방 / 물 화상의 계산 된 3D 데이터를 획득. 이러한 연구에 사용되는 촬상 파라미터는 표 5에 나타내었다.
- qMRI 프로토콜을 완료 한 후
- 그 확인사진 잠재적 정정 아티팩트들을 검사하여 상기 충분한 신호 대 잡음비를 측정하여 적합한 품질이다.
- 각 qMRI 데이터 세트의 경우, 이미지 시리즈에서 관심 (로아)의 여러 영역을 정의하고, 단계 3.5.1 및 3.5.2에서 취득한 T 1 의존성 데이터를 (예를 들어, 관련 파라미터의 함수로서 신호를 검토 TI의 함수로서 신호를 플롯 데이터 단계 4.1.2 아래 반전 복구 기능)을 따르도록 보장한다.
- 자기 민감한 개체에 대한 개인 심사를 완료 한 후, MRI 실을 입력합니다. 자석에서 참가자를 제거 모든 스트랩과 패딩을 제거하고 MRI 스캐너 및 MRI 실을 종료에 참가자를 지원합니다.
- 처리를 위해 로컬 워크 스테이션에 지역 보건 개인 정보 보호 법률을 준수 방법을 사용하여 데이터를 전송; 데이터 의학 (DICOM) 파일 또는 공급 업체에 디지털 이미징 통신로 내보낼 수 있습니다의 독점 형식 (이 프로토콜에서 사용하는 방법).
4. qMRI 데이터 분석
- 파라 메트릭지도를 계산
- 과학 연산 및 이미지 분석을 위해 설계된 컴퓨터 프로그램을 사용한다. 이미지의 신호 세기의 히스토그램을 검사하여, 노이즈 영역에서의 신호의 부분을 묘사하는 신호 임계 값 기반 이미지 마스크를 형성한다. 이미지의 신호 부분의 모든 픽셀에 대해 다음 단계를 완료합니다.
- 각각의 반전 시간 (TI)에 대한 신호 강도 S를 측정하여 T 1 데이터를 분석한다. 그 후, 감소 된 프리 지연 모델 반전 복구으로 S의 값을 적합 :
M 0은 평형 상태에서의 자화를 나타내는 신호 강도이고, S의 F는 반전 비율및 TD 프리 지연 시간이다. 그리고, FS, T 1, FS와 일정 길이 완화 시간의 결정을 허용하는 동일한 모델 FS와 데이터를 장착한다. - 각 TE에서 S를 측정하여 T 2 데이터를 분석 할 수 있습니다. 이어서, 모노 - 지수 감쇠 모델 데이터를 적합 :
여기서 N은 기준선 오프셋 신호이다. 독자는 또한 다음과 다중 지수 모델 데이터를 맞게 결정할 수있다 :
J는 지수 성분과, F 및 J T 2의 수이고 j 번째 구성 요소와 연관된 신호 분획 및 T 2의 값이다. 또는 리더가 음이 아닌 최소 제곱 (NNLS) 방법 3을 사용할 수있다. 패에서atter 케이스, 멀티 지수 휴식 분석 (메라) 도구 상자 (33)는 자유롭게 사용할 수 있습니다; 다른 프로그램도 사용할 수 있습니다. 와 FS없이 데이터에 대한 이러한 분석을 반복합니다. - QMT 데이터를 분석하는, 오프셋 각 조사 파워 및 주파수 S를 측정한다. 장동 각 맵을 사용하여 (아래 식 ω 1로 표시) 공칭 조사 권한을 수정합니다. 인가 된 주파수 오프셋을 조정 B 0지도를 사용하여 주파수 오프셋 (아래 식에서 Δ의 F)를 수정한다. 그런 다음 모델 (34, 35)에 데이터를 적합
자유 물 풀의 종 방향 완화 율이없는 물 풀에 거대 풀 환율이다이고, (1 (S) -1 인 것으로 가정)를 고분자 풀 길이 완화 율은 PSR이된다이며 T 개의 - DTI에 데이터를 분석하기 위해, 우선 해당 비 확산 강조 영상 각각 확산 강조 화상을 등록하는 아핀 변환 알고리즘 (36)을 사용한다. 그리고, 각 화소에 대한 비 확산 강조 영상에서 각각 확산 가중 방향으로 S의 값을 측정한다. 확산 부호화 방향 이루어진 매트릭스를 형성한다. 다변량, 가중 최소 제곱 회귀를 사용하여, 확산 부호화 행렬 및 형태 D의 신호 데이터를 회귀. 대각 D는 고유 값과 고유 벡터의 크기 - 정렬을 수행합니다. 다음으로 평균 확산 (MD)을 계산 :
여기서, λ (1), λ (2) 및 λ 3 확산 텐서의 고유치이다. 또한 소수 이방성 (FA)를 계산한다 :
- (https://github.com/welcheb/FattyRiot에서 무료로 다운로드 할 수 있습니다 예를 들면 FattyRiot 알고리즘 등)의 화학 변화에 따라 물과 지방 신호를 분리하는 양적 접근 방식을 사용하여 FWMRI 데이터를 분석 할 수 있습니다.
- 분석에 대한 관심의 영역을 정의
- (관심있는 각각의 근육의 경계를 정의하는) 해부학 적 영상에 ROI를 지정. 예는도 1에 도시되어있다.
- qMRI 이미지 행렬의 크기에 맞도록 크기 조정 로아. 필요에 참가자가 이동 한 경우 (예를 들어, qMRI 맵과 일치하도록 ROI 영역의 배향을 조절인수 사이 ROI 위치의 변환)가 근육의 경계가 겹치지 않도록 요구 될 것이다.
- 각각의 투자 수익 (ROI)을 검사합니다. 필요한 경우, 픽셀이 부분 볼륨 아티팩트, 비 수축성 조직 및 흐름 아티팩트가 들어있는 포함되지 않도록; 예제 그림 1 참조하시기 바랍니다.
- 상기 선택된 ROI들 내의 모든 픽셀에 qMRI 값의 평균과 표준 편차를 계산한다.
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Representative Results
그림 1은 다발성 근염 환자의 허벅지 중간에서 획득 대표 축 해부학 적 이미지를 보여줍니다. 또한 심 량의 면내 돌기의 위치가 도시되어있다. 7 - 각 qMRI 방법에 대한 대표 매개 변수지도,이 같은 환자에서 얻은 모두는, 그림 2에서 제공된다.
도 2a 및도 2b는 각각 Δ B 0 장동 각 필드 맵을 보여준다. B 조 0 필드 맵은 그림 1A에 나타낸 바와 같이, 가장 높은 필드 동질성의 영역과 shimming에 대한 VOI의 위치 사이에 강한 공간 우연의 일치를 보여줍니다. 근육 내에서 Δ B 0 값은 9.3 Hz의 평균 11.2 Hz의 표준 편차 -40 52 Hz의 범위였다. 장동 각 맵에서 값이 이리저리였다공칭 장동 각도의 122.3 %에 m 84.7. 도 1의 구조적인 이미지와 장동 각 맵을 비교함으로써, 최적 장동 각도의 편차가 후방 근육에서 더 심각 분명 복셀 지방의 존재와 상관되지 않은 것을 알 수있다.
샘플 T 1 relaxometry 데이터는 그림 3에 제시되어있다. 이미지는 이미지의 피하 지방과 잡음 영역을 제외 마스킹되었다. 도 3a는 샘플 T 1 데이터를 보여 주며 그림 3b는 샘플 T 1, FS의 데이터를 보여줍니다. 이것은 지방 T 한 근육보다 상당히 낮다도 3a에서 알 수있다; 따라서 FS를 사용하지 않고 측정 근육의 T 1 값은 T 1, FS 값보다 낮다. 또한, FS 결과의 사용지방 교체 또는 피하 지방의 지역에서 신호의 상당한 손실. 따라서, FS 다음 잔류 물 신호를 나타내는 파라미터 장착없는 하나 이들 화상 영역의 화소가 존재하거나하는 파라미터는 잘못 추정된다.
도 4a는 T 2 FS 값의 마스크 파라미터 맵을 나타내고,도 4b는 T 2의 값을 나타낸다. 도 4c는 하나의 화소와 단지 수 모델 데이터의 최적의 샘플 T 의존성이 신호 감쇠를 나타낸다. 단지 수 이완 동작에서 편차가 주목된다. 도 4d 가능성 모두 지방과 물 성분을 포함하는 하나의 넓은 피크,이 같은 신호 데이터 NNLS 분석의 결과를 나타낸다.
도 5, 6, 7 본 예. QMT 데이터의 경우, 단지 PSR 도시된다. 이러한 FS-데이터 신호 임계 값의 적용은 커브 피팅 주로 근육을 함유하는 복셀의 파라미터 맵으로부터 탈락 결과 제한한다. PSR에 대한 근육의 값의 이질성도 유의한다. 본 방법은 또한 물의 T (2) 및 고분자 무료 물 양성자 풀 사이의 환율을 추정하고 있지만 T 2보다 전용 이미징 시퀀스를 사용하여 추정되기 때문에,이 제시되지 않고 환율이므로 모두 비 신뢰 추정 병상에 민감 .
도 6a는 MD의 파라미터 맵을 제공하고,도 6b는 FA 값의 맵을 나타낸다. MD 값 혈관에서 증가된다. 또한, FA 값은 영역 redu 대응 감소되고CED PSR. 다른 수량과 마찬가지로 MD와 FA 모두가 부정확 FS는 신호 다툼의 원인 근육의 지방 교체 부분으로 추정된다. 또한, FA는 심 볼륨 외부 상승된다. 마지막으로, FWMRI 데이터로부터 계산 지방 분획 맵은,도 7에 도시되어있다. 이러한 데이터는 그림 1에서 기록한 성적으로 관찰 지방 침투 패턴을 정량화. 해당 물 분수지도 (1 - 지방) 단순히 동일하고, 표시되지 않습니다.
그림 1 : 다발성 근염 환자의 샘플 해부학 적 이미지. 도 2-7에 도시 된 모든 데이터는이 참가자이 슬라이스 위치에서 획득 하였다. A. T, 시안 색, 반투명 사각형으로 겹쳐 심 량의 면내 투영 1 -weighted 이미지.
그림 2 : Δ의 B 0및 장동 각도지도, Hz 단위의 중심 주파수로부터 B 0 필드의 편차를 나타내는 컬러 스케일도 1의 A에 Δ B 0 맵에 도시 된 동일 환자에서. 공칭 장동 각도의 비율을 나타내는 컬러 스케일 B. 장동 각지도. 사진 이미지의 잡음 영역의 값을 제외 마스킹되었다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
도 3 : 샘플 T 한 데이터 그림 한 T 값 1 A. 맵에 도시 된 동일 환자로부터이 감소 사전 지연 모델 반전 회수에 데이터를 피팅함으로써 추정. 색상 규모의에 T 1 값을 나타냅니다. T 개의 1 B.지도는 FS의 값은 동일한 모델 FS 데이터를 피팅함으로써 추정. 색상 규모의에서 T 1 값을 나타냅니다. 이미지는 피하 지방 반대편 다리 화상의 잡음 영역의 값을 제외 마스킹되었다. 지방 신호 억제를 사용할 때 한 T 값이 증가합니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
도 4 : 샘플이 T 데이터 그림이 T 값 1 A. 맵에 도시 된 동일 환자로부터는 잡음 항 모델과 단지 수 붕괴에 데이터를 피팅함으로써 추정. 색상 규모MS의 T 2 값을 나타냅니다. T 개의 2 B.지도는 FS의 값은 동일 모델에 데이터를 피팅함으로써 추정. A와 B에서, 상기 이미지는 피하 지방의 반대편 다리 화상의 잡음 영역의 값을 제외 마스킹되었다. C. 샘플이 T 신호 단지 수 모델 패널 C의 화소 및 최적의 행에서 감쇠 (그러나 비 단지 수 T (2)를 나타내는 모델에서 신호의 편차를 참고). 약어는 이전에 언급하지 : AU, 임의의 단위. C에 도시 된 바와 같은 원시 신호 감쇠 데이터 D. 음수가 아닌 최소 자승 분석. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 5 : 샘플 QMT 데이터, 그림 1. 색 눈금에 묘사 된 동일 환자에서의 PSR, 무료 물 양성자 거대 분자의 비율을 반영하는 차원 수량을 나타냅니다. 지방에 의해 대체 된 근육이 해당 지역에서 상당한 신호 강하에서 FS 방식 결과의 용도. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
도 6 :도 1에 도시 된 동일 환자에서 확산 데이터를 샘플링. 패널 A는 10-3 mm 2 / s의 단위로 확산을 나타내는 색 눈금으로, 평균 확산을 보여줍니다. 패널 B는, whic 소수 이방성을 보여줍니다H는 순수하게 등방성 확산에서, 확산 시스템의 편차를 나타내는 무 차원 양이다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
도 7 : 컬러 스케일 지방 분율을 나타내는도 1에 도시 된 동일 환자로부터 FWMRI 데이터 샘플; 해당 물 분수지도는 단순히 (1 - 지방) 및 표시되지 않습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
| 매개 변수 | 로컬 라이저 | T 1 -Weighted | T 2 -Weighted | |
| 일반 | 시퀀스 유형 | 2D, 멀티 슬라이스, 그라데이션 에코 | 2D, 멀티 슬라이스, 고속 스핀 에코 | 2D, 멀티 슬라이스, 고속 스핀 에코 |
| 준비 단계 | 송신기 이득, 수신기 이득, 중심 주파수, 오토 심 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | |
| 코일 수신 | 심장병 환자 | 심장병 환자 | 심장병 환자 | |
| 가진에 수 | 1 | 1 | 1 | |
| 총 검사 시간 (분 : 초) | 1시 23분 | 1시 40분 | 0시 54분 | |
| 기하학 | 해부학면 (들) | 축, 관상 및 시상 | 축 | 축 |
| 조각의 수 /면 | (20) | (11) | (11) | |
| 슬라이스 두께 (mm) | (10) | (7) | (7) | |
| 간 슬라이스 간격 (mm) | 0 | 0 | 0 | |
| 슬라이스 취득 순서 | 인터리브 | 인터리브 | 인터리브 | |
| 획득 행렬 | 150 × 150 | 340 X 335 | 256 X 256 | |
| 복원 행렬 | 512 X 512 | 512 X 512 | 512 X 512 | |
| 보기의 필드 (mm) | 450 X 450 | 256 X 256 | 256 X 256 | |
| 복원 된 복셀 크기 (mm) | 0.88 X 0.88 X 10.00 | 0.50 X 0.50 X 7.00 | 0.50 X 0.50 X 7.00 | |
| 대조 | 반복 시간 (밀리 초) | 9 | (530) | 3000 |
| 효과적인 EC호 시간 (밀리 초) | (7) | 6.2 | (100) | |
| 에코 간격 (밀리 초) | N / A | 6.2 | 11.8 | |
| 여기 플립 각도 (°) | (20) | (90) | (90) | |
| 재 초점 플립 각도 (°) | N / A | (110) | (120) | |
| RF의 shimming | 공전 | 적응 | 적응 | |
| 신호 획득 | 판독 형 | 데카르 | 데카르 | 데카르 |
| 병렬 영상 | 아니 | SENSE (g = 1.4) | SENSE (g = 2.0) | |
| 대역폭 / 픽셀 (Hz에서 / 픽셀) | 1237.8 | 377.1 | 286.6 | |
표 1 : 로컬 라이저 이미징 및 STRU에 사용되는 매개 변수ctural 영상. 모든 서열은 RF 필드를 송신 직교 보디 코일을 사용한다. 및 T 2 - - 가중 TR 등, TE, 에코 간격 및 에코의 수와 같은 파라미터가 여전히 T 1을 유지하면서 약간의 실험의 필요에 따라 조정될 수있다. 약어는 이전에 언급하지 : g, 병렬 자기 공명 영상 가속 계수. 그들은 병리 지역화 및 qMRI 시퀀스에 대한 위치를 식별하는 데 사용할 수있는보기 이미지의 큰 필드가 권장됩니다. 시상 및 관상 인수는이 점에서 특히 도움이된다.
| 매개 변수 | 이미지 시퀀스 | ||
| B 0 -Mapping | 각도 매핑 플립 | ||
| 일반 | 시퀀스 유형 | 3D, 여러 RF-버릇 그라데이션 리콜 에코 | 3D, 빠른 그라데이션 에코, 이중 TR |
| 준비 단계 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | |
| 코일 수신 | 직교 바디 | 심장병 환자 | |
| 가진에 수 | 1 | 1 | |
| 총 검사 시간 (분 : 초) | 1시 26분 | 4시 33분 | |
| 기하학 | 해부학면 (들) | 축 | 축 |
| 조각의 수 | (11) | (55) | |
| 슬라이스 두께 (mm) | (7) | (7) | |
| 간 슬라이스 간격 (mm) | 0 | 0 | |
| 획득 행렬 | 64 X 64 X 6 | 64 X 64 X 27 | |
| 복원 행렬 | (12)8 × 128 X 11 | 128 X 128 X 55 | |
| 보기의 필드 (mm) | 256 X 256 X 77 | 256 X 256 X 385 | |
| 복원 된 복셀 크기 (mm) | 2.00 X 2.00 X 7.00 | 2.00 X 2.00 X 7.00 | |
| 대조 | 반복 시간 (밀리 초) | (150) | 30.0, 130.0 |
| 에코 시간 (밀리 초) | {4,6, 6.9} | 2.2 | |
| 여기 플립 각도 (°) | (25) | (60) | |
| RF의 shimming | 적응 | 적응 | |
| 신호 획득 | 판독 형 | 데카르 | 데카르 |
| 대역폭 / 픽셀 (Hz에서 / 픽셀) | 302.5 | 499.4 | |
표 2 : 파라미터 U를나오지도 Δ B 0 장동 각도 매핑합니다. 두 시퀀스가 RF 필드를 전송하는 직교 보디 코일을 사용한다; 도 순서는 병렬 자기 공명 영상을 사용합니다.
| 매개 변수 | 이미지 시퀀스 | ||||
| T 1 -Mapping | T 2 -Mapping | ||||
| 일반 | 시퀀스 유형 | 3D, 그라데이션-버릇, 그라디언트 - 리콜 에코 판독와 반전 복구 | 2D, 한 조각, 여러 스핀 에코 | ||
| 준비 단계 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | |||
| 가진에 수 | 1 | 이 | 총 검사 시간 (분 : 초) | 1시 44분 | 12시 4분 |
| 기하학 | 해부학면 (들) | 축 | 축 | ||
| 조각의 수 | (11) | 1 | |||
| 슬라이스 두께 (mm) | (7) | (7) | |||
| 간 슬라이스 간격 (mm) | 0 | 0 | |||
| 획득 행렬 | 128 X 128 X (6) | 128 X 128 | |||
| 복원 행렬 | 128 X 128 X 11 | 128 X 128 | |||
| 보기의 필드 (mm) | 256 X 256 X 77 | 256 X 256 | |||
| 복원 된 복셀 크기 (mm) | 2.00 X 2.00 X 7.00 | 2.00 X 2.00 X 7.00 | |||
| 대조 | 반복 시간 (밀리 초) | 변화 있는 | 4000 | ||
| 반전 펄스 | 180 °, 1 밀리 초, 모양 : 블록 | N / A | |||
| 반전 회복 시간 (밀리 초) | 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 | N / A | |||
| 사전 지연 시간 (밀리 초) | 1,500 | N / A | |||
| 지방 신호 억제 (사용하는 경우) | 1331 이항 물 선택적 여기 | SPAIR (전원 : 2 μT, 반전 지연 202 밀리, 주파수는 250 Hz에서 오프셋); 싱크 - 가우스 프리 펄스 (90, 지속 시간 : 18 밀리, 주파수 오프셋 : 100 Hz에서) | |||
| 여기 플립 각도 (°) | (10) | (90) | |||
| 재 초점 펄스 | N / A | 버전-S | |||
| 에코 시간 (밀리 초) | N / A | {14, 28, 42 ... 280} | |||
| 에코의 수 / 에코 간격 (밀리 초) | N / A | N / A | |||
| RF의 shimming | 적응 | ADAP적인 | |||
| 신호 획득 | 판독 형 | 데카르 | 데카르 | ||
| 병렬 영상 | SENSE (g = 1.5) | SENSE (g = 1.5) | |||
| 대역폭 / 픽셀 (Hz에서 / 픽셀) | 383 | 335.1 | |||
표 3 : T 1과 T 2 매핑에 사용되는 매개 변수. T 1, T 2 데이터와 FS없이 취득. 두 서열 RF 필드 및 신호 수신을위한 여섯 소자 심장 코일 송신 직교 보디 코일을 사용한다. 이 변수 반전 팀과 고정 미리 지연 시간을 사용하기 때문에 반복 횟수는 T 1 -mapping 시퀀스에 대한 변화이자형.
| 매개 변수 | 이미지 시퀀스 | ||
| QMT | DTI | ||
| 일반 | 시퀀스 유형 | 3D, 그라디언트 - 리콜 에코 MT-가중 | 2D, 멀티 슬라이스, 싱글 샷 스핀 에코 EPI |
| 준비 단계 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | |
| 가진에 수 | 이 | 6 | |
| 총 검사 시간 (분 : 초) | 10시 41분 | 6시 28분 | |
| 기하학 | 해부학면 (들) | 축 | 축 |
| 조각의 수 | (11) | (11) | |
| 슬라이스 두께 (mm) | (7) | (7) | |
| 간 슬라이스 간격 (mm) | 0 | 0 | |
| 획득 행렬 | 128 X 128 X (6) | 64 X 64 | |
| 복원 행렬 | 128 X 128 1 개 | 128 X 128 | |
| 보기의 필드 (mm) | 256 X 256 X 77 | 256 X 256 | |
| 복원 된 복셀 크기 (mm) | 2.00 X 2.00 X 7.00 | 2.00 X 2.00 X 7.00 | |
| 대조 | 반복 시간 (밀리 초) | (50) | 4,000 |
| MT 펄스 | 공칭 플립 각도 : 360 °, 820 °; 펄스 폭 : 20ms의; 주파수 오프셋 : 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz의 | N / A | |
| 확산 가중 (b)는 (들의 •의 mm -2) | N / A | B = 450; + 한 B (15) 방향= 0 이미지 | |
| 지방 신호 억제 (사용하는 경우) | 1331 이항 물 선택적 여기 | 그라데이션 반전; 싱크 - 가우스 프리 펄스 (90, 지속 시간 : 18 밀리, 주파수 오프셋 : 100 Hz에서) | |
| 에코 시간 (밀리 초) | 3.9 | (48) | |
| 에코의 수 / 에코 간격 (밀리 초) | N / A | N / A | |
| 여기 플립 각도 (°) | 6 | (90) | |
| RF의 shimming | 적응 | 적응 | |
| 신호 획득 | 판독 형 | 데카르 | 데카르 |
| 병렬 영상 | SENSE (g = 1.5) | SENSE (g = 1.5) | |
| 대역폭 / 픽셀 (Hz에서 / 픽셀) | 383 | 42.1 | |
티4 수 : QMT와 DTI에 사용되는 매개 변수. 두 시퀀스가 RF 필드 및 신호 수신을위한 여섯 소자 심장 코일 송신 직교 보디 코일을 사용한다. 약어는 이전에 언급하지 : EPI, 에코 평면 영상.
| 매개 변수 | 이미지 시퀀스 | |
| FW-MRI | ||
| 일반 | 시퀀스 유형 | 3D 그라데이션 리콜 에코 |
| 준비 단계 | 수신기 이득, 중심 주파수, VOI 심 | |
| RF 송신 코일 | Quandrature 바디 | |
| 코일 수신 | 심장병 환자 | |
| 가진에 수 | 1 | |
| 총 검사 시간 (분 : 초) | 0시 18분 | |
| 해부학면 (들) | 축 | |
| 조각의 수 | (11) | |
| 슬라이스 두께 (mm) | 7.0 mm | |
| 간 슬라이스 간격 (mm) | 0mm | |
| 획득 행렬 | 128 X 128 × 4 | |
| 복원 행렬 | 128 X 128 X 7 | |
| 보기의 필드 (mm) | 256 X 256 X 77 | |
| 복원 된 복셀 크기 (mm) | 2.00 X 2.00 X 7.00 | |
| 대조 | 반복 시간 (밀리 초) | (75) |
| 여기 플립 각도 (°) | (22) | |
| 에코 시간 (밀리 초) | {1.34, 2.87, 4.40, 5.93 ... 8.99} | |
| 여기 플립 각도 (°) | 6 | |
| RF의 shimming | 적응 | |
| 판독 형 | 데카르 | |
| 병렬 영상 | SENSE (g = 1.3) | |
| 대역폭 / 픽셀 (Hz에서 / 픽셀) | 1395.1 | |
표 5 : FW-MRI에 사용되는 매개 변수.
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Discussion
등 근육 이영양증 및 특발성 염증성 근육 병증 등 근육 질환은 발생 희귀, 개별 기관으로, 원인에 이기종 및 질병의 그룹으로 구성한다. 예를 들어, 뒤 시엔 느 근이영양증 - 근육 영양 장애의 가장 흔한 형태는 - 1 3500 라이브 남성 출산 37, 38를의 발생률이있다; 피부 근염,이 프로토콜이 적용된에, 10 39 (1)의 발생률이 있습니다. 이 질병의 높은 집단 발생하지만, 그 종종 병적 징후 중복 - 위축, 염증, 지방 침투, 막 손상과 섬유화 - 정량적으로이 질병을 특성화하기위한 방법의 공통의 개발 및 응용 프로그램을 지원합니다.
QMRI 비 침습적 이러한 병태 생리 학적 변화의 많은 특징을 할 수있다. 어떤 과학적인 방법과 마찬가지로, qMRI 연구는 자동차에 구현해야합니다eful 방법. 근본적인 문제는 안전이다. 또한, 여기에 설명 된 각 qMRI 방법은 오류의 원인을 관련 지을 수있다; 그리고 분명한 이유, 이러한 오류를 이해하고 인식하는 것이 중요하다. 마지막으로, 측정의 대부분은 복소 해석을 갖는다. 이러한 문제는 여기에 설명되어 있습니다. 토론을 제시, 우리는 여기에 제시된 프로토콜은 우리가 느끼는 것은 우리의 목적에 가장 실험적인 접근 방식에 대해 설명 있습니다. 우리는 다른 사람들이 서로 다른 견해, 추가 지식을 가질 수있다, 또는 우리가 다르게 프로토콜 최적화의 잠재적 결과를 무게를 선택할 수 있음을 인정한다. 또한, 리더의 MRI 시스템에 사용할 프로토콜에 설명되어있는 모든 옵션이 없을 수도 또는 독자는 우리의 시스템에서 사용할 수없는 추가 옵션이있을 수 있습니다. 우리는 우리의 프로토콜의 측면은 우리의 시스템에서 사용자 정의 프로그래밍되어있는 지적했다. 독자는 그 / 그녀의 시스템에 관련된 모든 옵션을 검토, 완전히 문헌을 모두 고려하는 것이 좋습니다되고,그 / 그녀의 실험 목적에 가장 적합한 프로토콜을 초래할 결정을합니다.
MRI 안전 문제
MRI는 자기장의 여러 종류를 사용합니다. 여기에 기술 된 연구에 사용 된 시스템의 B 0 전계 강도가 3.0 테슬라, 또는 ~ 0.2 (MT)의 약 15,000 배 지구 필드. 펄스 된 RF 자기장 (B 1) 스핀 시스템에 에너지를 도입하고, 공진 현상을 만드는 데 사용된다. 구배 자기장 촬상 시퀀스 동안 턴 - 온 및 턴 - 오프되며, 여러 용도로 사용된다. 이들은 공간적 인코딩을 목적 NMR 주파수와 공간적 위치 사이의 선형 관계를 생성하기 위해 사용되며 또한 불필요한 신호 원을 제거하는 데 사용된다.
자기장의 이러한 유형의 각각은 그와 연관된 안전 문제가 있습니다. B 조 0 필드와 관련된 주요 안전 우려는 A입니다자석을 향해 자기 개체의 가속. B 조 0 필드는 항상 존재한다. 자기장의 강도는 D 필드의 광원으로부터의 거리 (1) / D 3의 함수로서 변화하기 때문에, B 0 필드 급상승 하나는 MRI 시스템에 접근. 강자성 개체는 거의 또는 전혀 경고와 MRI 시스템으로 가속화 될 수 있으며 심각한 부상이나 사망의 원인이 될 수 있습니다. 따라서, 그들은 제거 및 MRI 실 외부에 고정되어야한다. B 조 0 필드와 관련된 다른 위험은 이식 자성 및 삭제 또는 자기 적으로 민감한 장치에 다른 손상에 이상 토크의 위치입니다. B 1 필드는 조직을 열 수 있으며,이 효과는 이식 된 금속 물체 주위의 영역에서 향상 될 수있다. 그라데이션 필드 (예 : 신경과 이식 의료 기기 등) 도체를 전기 전류를 유도 할 수 있습니다. 그래디언트의 스위칭필드는 또한 잠재적으로 크고 불쾌한 소음을 발생시킨다. 정부 규제 기관은 자기장의 이러한 다양한 종류의 레벨과 노출의 기간에 엄격한 제한을 배치 한 인간 이미징 시스템은 이러한 지침을 준수 고유의 소프트웨어 컨트롤이 있습니다.
독자는이 발표가 다소 피상적 인 것을 알아야한다. MRI 검사와 관련된 모든 직원이 모든 관련 안전 문제와 어떻게 사고를 방지하기 위해 충분히 인식 할 때 그것은 현이다. 또한, MRI 검사와 관련된 모든 직원은 이식 된 금속 또는 의료 기기 잠재적 인 위험에 대한 검사를해야한다.
사전 테스트 라이프 스타일 제한 데이터 수집 및 분석 : 일반 문제 데이터 수집 자체 중에 자주 발생하는 문제가 동작한다. 여기에 제시된 프로토콜의 촬상 부만큼 하나 시간을 필요로 할 수있다. (예 : 에코 평면 영상 등) 서열의 일부는 대량의 움직임에 민감하다; 하지만 다른 시퀀스는, 긴 정확한 매개 변수 추정을위한 정확한 이미지 정렬이 필요, 및 / 또는 본질적으로 모션 민감한 신호가 있습니다. 프로토콜에 명시된 바와 같이, 참가자를 지시하고 그 / 그녀의 편안함이 자발적이고 무의식적 모두 움직임을 방지하는 중요한 방법이다 촉진하는 조치를 취하고. 또 다른 전략은 부드럽게 패딩과 모션을 제한하는 것입니다, 그러나 효과적으로, 환자 침대에 부착 스트랩을 날 렸습니다. 이미지 등록 기술은 사후 처리에 사용할 수 있습니다; 근육을 변형하기 쉬운 장기이기 때문에, 비 강체 등록 기술이 종종 요구된다. 비 강체 등록 항상 에코 평면 촬상에 기초하여 확산 이미징 방법을 위해 요구 될 것이다.영상 정합 기법의 일반적인 유용성에도 불구하고, 운동을 방지 또는 아티팩트를 감소시키는 임의의 방법은 광범위한 후 처리를 필요 솔루션보다 우수한 것이다. 관심의 대상 인구에 가장 적합한 운동 감소 전략을 정의하는 것은 파일럿 테스트를위한 목표가되어야한다. 좋은 재현성 슬라이스 배치의 일관성이 필요합니다. 프로토콜의 단계에서는 재현성 해부학의 슬라이스의 위치를 참조하여 설명한다. 허벅지에서 이에 대한 효과적인 전략은 전체 대퇴골의 시각화를 허용, 전체 허벅지의 관상 이미지를 획득하는 것입니다. 자기 공명 영상 시스템에서 영상 분석 도구는 일반적으로 디지털 자 기능을 포함한다. 이는 대퇴골과 대퇴골의 머리 (예컨대 중심점)를 특정 지점을 측정하고,이 슬라이스 스택의 중심 위치를 배치하기 위해 사용될 수있다. 이 과정은 영상에 도시되어있다. 불 균질 <EM> B 0 B 1 필드 MRI에서 불가피한 문제가 있지만 전략 불균일성의 수준을 감소 존재한다. 기본적인 전략이나 자석의 중심 근처에 묘화 될 수있는 부위를 찾을 수있다. 여기에 제시된 프로토콜은 저자의 경험에서, 이러한 실험 조건에 가장 효과적이다는 B 0 shimming 루틴을 포함한다. 참가자 프로토콜 동안 이동할 수 있기 때문에, B 0 shimming 모든 시퀀스에 대한 캘리브레이션 단계의 일부로서 반복된다. 또한, 인수 중 많은 신호 포착을 가속화하여 화상의 왜곡을 야기 위상 진화의 Δ B 0 의존적 차이를 줄이기 위해 병렬 이미징 기법을 사용한다. 이러한 연구에 사용되는 RF 송신 코일은 두 개의 코일 요소를 포함하기 때문에, B 1 shimming 방법이 사용될 수 있고,이 프로토콜에 설명되어있다. 또한, 프로토콜을 포함 &# 916; 실시간 품질 관리 B 0 장동 각 필드 맵핑 서열. 위에서 설명한 프로토콜은 여기에 설명 된 실험 조건, RF 펄스 모양 및 그라데이션 망치고 계획에 대한 허용 Δ의 B 0 장동 각도의 허용 오차를 포함한다. 이러한 파일럿 실험에서 결정 세심한 프로토콜 개발의 값을 다시 강조 하였다. 좋은 실험 설계에 필요한 방법론 일관성을 유지하면서, 실질적으로, 상기 B 및 B 0 1 필드 '균질성에 영향을 실시간 전략 가능한 제한된 수있을 수있다. 사용자 따라서 궁극적 관심의 대상 인구에 대한 효과적이고 일반적으로 적용 전략에 도착, 철저한 파일럿 테스트와 그들에 대한 모든 옵션을 사용할 수 조사하는 것이 좋습니다. B 0 shimming 옵션 해요 반복적 인 방법을 포함이러한 반 - 최대 피크 높이와 Δ B 0의지도를 이용하여 최적의 끼움 채널 설정을 계산하는 방법에서 물 피크의 라인 폭과 같은 파라미터를 inimize. 여기에 설명 된 프로토콜로 이전 방법이 아닌 지역화 인수에 따라 또는 수, 지역화 된 볼륨에서 신호의 취득. B 0 shimming 옵션의 파일럿 테스트의 목표는 가장 일반적인 전략 (반복 대 이미지 기반)뿐만 아니라 최고의 shimming에 대한 관심의 영역을 정의하는 방법의 내역을 포함한다. 독자는 크기와 관심의 양의 방향과 같은 요인을 고려하실 수 있습니다, 근육과 지방의 상대적인 양이 shimming 볼륨에 포함하고, 어떻게 넘어 슬라이스 스택 심은하는 방법. 각 슬라이스에 끼움 볼륨 내의 슬라이스 프로젝션 이미징 될 검사 할 가치가있다. B1의 필드의 경우, RF 코일의 형태는 송신을 위해 사용수신 및 사용되는 RF 펄스의 유형 및 필드 균질성의 중요한 결정 인자이다. 표에 설명 된 프로토콜은 우리가 우리의 실험 조건에 대한 최적 발견 한 RF 펄스 매개 변수를 포함한다. 코일 선택에 관해서는, 여기에 설명 된 프로토콜은 별도의 볼륨 전송 및 수신 전용 볼륨 코일을 결합합니다. 송신 코일은 시스템에 내장 된 직교 바디 코일이며, 큰 해부학 적 영역에 걸쳐 비교적 균일 한 B 1 필드를 만듭니다. 해부학 적 영역에 따라 코일 옵션을 수신 다양한있을 수 있고, 조사하는 단계; 우리의 경우에는, 파일럿 테스트는 최저 용액으로 6 요소, 위상 어레이 코일 심장을 보였다. 사용할 수있는 다른 옵션은 표면 코일과 조합 전송 / 볼륨 코일을받을를 포함한다. 표면 코일은 B 1 필드의 침투 깊이를 제한하고 우리는 일반적으로 이미징 응용 프로그램 사용을 권장하지 않습니다. Combinat이온 투과 / 볼륨 코일이 내장 직교 바디 코일보다 더 나은 신호 대 잡음비 (SNR) 성능 및 B 한 균질성을 제공 할 수 받지만 모두 해부학 지역에서는 사용할 수 없다. 최종 코멘트 위상 어레이 코일을 사용할 때, 이들이 획득 속도 및 에코 플래너 이미징 기법의 공간 왜곡을 줄이는 병렬 이미징 기법의 사용을 허용한다는 것이다. 이러한 이득은 그러나, SNR 페널티 올 등 파일럿 테스트 최고의 전체 이미지 품질을 제공하는 솔루션을 찾는 향하는한다. 그러나 이러한 전략이 완전히 균일 B 0 B 1 필드를 보상하지 않기 때문에, Δ의 B 0 장동 각도 필드 맵의 또 다른 사용 후 처리에있다. 이러한 맵은 정량적 파라미터의 계산을 개선 또는 이미지의 왜곡을 보정하기 위해 사용될 수있다. 그러나 일부 Δ B 0 </ EM> -와 B (1) - 관련 문제가 완전히 또는 후 처리 심지어 일부 정정하지 않을 수 있습니다. 몇 가지 예는 FS 방법의 효능을 감소 포함, 같은 T (1) 측정에서 에코 평면 영상, 낮은 신호, T 2 측정 또는 FSE 방법에 가난한 재 집속 효율, 가난한 반전 효율성 기술의 총 이미지 왜곡. 다시, 엄격한 파일럿 테스트 실시간 품질 관리 단계가 필수적이다. 많은 시퀀스 및 / 또는 물과 지질 양성자 다른 공진 주파수로 인한 인공물의 존재를 감소시키기위한 지방에 의해 근육 신호 오염을 방지하기위한기구로서 지방 신호 억제 또는 수분 선택적 음원을 사용한다. FS가 사용될 때, 최대 세 가지 방법의 조합이 이용된다. 지방족 신호 감소 또는 선택적으로 이들 신호를 반전 스펙트럼 선택적 단열 반전 복구 (SPAIR) 펄스를 사용하여 제거된다.신호가 M + 0 향해 -M 0의 신호 값을 복구하는 바와 같이, 그물 신호가 0 인되는 시간이있다. 촬상 데이터는이 신호 널링 포인트에서 획득된다. 이 시점은 반복 횟수와 슬라이스의 수 등의 파라미터에 따라, 따라서 파일럿 테스트 과정에서 각 시퀀스에 대해 개별적으로 최적화되어야한다는 것을 주목해야한다. 또한 SPAIR 펄스의 대역폭은 수분 신호 진폭의 감소가 최소로 유지되도록, 지방 신호를 제거하기에만 충분한 폭이어야한다. B 0 균일 성을 극대화하기위한 조치를 가지고가는 것은이 점에서 도움이 될 것입니다. 서열의 대부분은 또한 올레핀 양성자 공명 45 포화 펄스를 사용한다; 이 펄스는 영상 시퀀스 직전에인가된다. 가능한 경우, 그라데이션의 반전 기법이 사용된다. 이 방법에서는, 슬라이스 선택 구배 부호 슬라이스 선택 및 재 집속 펄스 사이에서 반전된다; 이 CAUSES는없는 재 집중 될 멀리 떨어져 공진 물에서 신호. 이 방법의 또 다른 장점은 RF 기반의 방법과는 달리, 그라데이션 반전 지방 신호가 RF 펄스 트레인 동안 길이 휴식으로 복구 할 수 없다는 것입니다. 이러한 딕슨 - 기반 방법 (46) 등의 추가 전략은,도 사용할 수 있습니다. 데이터 분석에서 일반적인 문제는 (ROI 신호 분석을 의미한다 (여기서 내의 ROI의 신호가 모델에 장착 한 다음 평균화된다) 또는 픽셀 - 기반 분석을 사용하면되는 모델 피팅은 픽셀 별 발생 여부 기초 및 통계는 다음)를 장착 매개 변수에 대한 계산된다. 전자의 방법의 장점은 신호 평균화가 유효 SNR을 개선한다는 것이다. 극한 SNR이 낮은 경우,이 전략은 잡음 플로어의 파라미터 바이어스 효과를 방지하는 데 도움이된다. 후자의 접근 방식의 장점은 공간 얼룩이 신경근 장애의 일반적인 병리학 적 특성 때문이다. 피팅 t으로그 화소마다,이 이질성을 이해할 질병 표현형의 추가적인 양상을 특성화하는데 사용될 수있는 값. SNR이 허용 이러한 유형의 분석을 유효하게 수행 할 경우, 저자들은이 방법을 추천한다. 윌콕스 동료의 최근 연구는 질병의 진행을 모니터 (47)에서이 접근법의 값을 나타낸다. 데이터 수집 및 분석 : 영상 시퀀스 특정 문제 이 T 개의 측정뿐만 FS 비 FS 조건 하에서 수행된다유사한 이유로 D : 염증과 지방이 각각 T 2를 증가시킬 수있다. 염증 또, Z 디스크 스트리밍 및 무결성 손실 막으로서 병리학 적 과정은 물 T 2의 값에 영향을 미칠 것으로 예상된다. 모두 T 2, T 2의 측정, FS는 병리의 이러한 소스의 모든 구별 할 수는 없지만,이 방법은 일반 및 근육 조직 특이 적 병리 사이에 해결하여 데이터 증가 해석 가능성을 여유 않습니다. 물 만이 T 값을 측정하는 또 다른 전략은 스펙트럼의 케미컬 시프트 축 지질 별도로 물 1 H MR 분광법을 사용하는 것이다. 이 방법은 영상보다 현저히 낮은 공간 해상도를 가지고 있으며, 데이터 수집 동안 대량 배치에 관한 사용자 판단 및 주체성의 대상이 될 수 있지만, 물을 분리하기위한 명확한 방법을 제공하며지질 신호. 여기에 제시된 T (2) 측정을위한 프로토콜은 여러 가지 방법이 T에서 2 측정, 즉 B 1 불균일성을 오류의 일반적인 소스를 완화하고 불완전한 재 초점 펄스에서 에코 형성을 자극하기 위해 사용한다. 자극 에코 세 비 180 ° 펄스의 조합에 의해 형성된다. B 1 불균일성 어느 정도는 항상 존재하고, 그 멀티 에코 열차는 T 2 의존성 신호 감쇠를 샘플링하는 데 사용되는 점을 감안, 에코는 T (2) 측정에서 오류의 가능성이 큰 원천 자극. 여기서 사용 된 전략 에코 형성 전에 단일 슬라이스 수집, 스포일러 기울기의 최적화 된 시퀀스의 사용을 포함하고, 재 집속 펄스 (48) 후에, 선형 에코 49 간격 자극과 B 1 -insensitive "버전 S 사용 없애기 "콤포넌트상당히 불완전한 재 초점에 의한 아티팩트를 줄일 수 및 사이트 재 초점 펄스 (50), 아직 모두 물과 지질 신호를 재조명하기위한 충분한 대역폭을 제공하면서. 파일롯 시험에서, 우리는 최적 망치고 방식 및 버전 S 펄스 크게 자극 에코의 외관을 감소하는 것이 관찰 하였다. 우리는 이러한 개체 모두 우리의 시스템에 특별히 프로그램 된 있습니다. 버전-S 펄스 RF 에너지의 비 흡수율 (SAR)을 증가시킨다; 따라서 긴 TR 큰 간 에코 간격은 SAR의 안전 범위 내에서 유지해야합니다. 그러나 저자의 경험을 잘 코치, 편안한 환자는 ~ 12 분 동안 충분히 남아 수 있다는 것입니다. 총 검사 시간. 또한, MS (14)의 상호 간격 에코 값이 존재하는 경우, 멀티 지수 이완을 검출하기에 충분하다. 여기에 사용되지 또 다른 방법은 FITT에 에코를 재조명 펄스 효율성과 자극을 포함하는 것입니다A B 1지도를 제공하고 멀티 슬라이스 인수 (39)을 허용한다 38,28을 보내고. 독자는 또한, 일부 유사한 이러한 방법 40,51 관한 몇 가지의 추천을 제공 근육 질환이 T 측정의 구현 및 해석을 기술하는 최근의 여러 논문에 언급된다. 여기에 제시된 프로토콜은 QMT 이미징 펄스 포화 방법을 사용합니다. 생성 된 다섯 피팅 파라미터가 있지만, 단지 PSR이보고되어있다. 나머지 네 매개 변수 중 하나 이상 (예컨대 유리 물 풀의 T 2 등)를 사용하여 다른 방법에 의해 추정되거나 (예를 들면 풀 (52, 53) 사이의 환율로) 병리학 민감도가 부족하기 때문이다. QMT 다른 방법과 비교하여, 3 차원 범위는 펄스 포화 방법 임상 가능한 시간 내에 달성 될 수있다. 이 QMT 방식의 또 다른 장점은 COM입니다이미지 전체> 95 % 지방 신호를 억제하는 것으로 밝혀졌다 물 선택적 여기에 대한 공간 스펙트럼 이항 펄스 방법으로 patibility. 수분 선택적 여기 펄스 및 오프 - 공진 포화 펄스 모두가 우리의 시스템에 정의되어있다. 이전 수치 시뮬레이션 (54)가 지시 한 그 신호에 추가로 지방 성분 수도 바이어스 QMT 매개 변수 추정; 따라서 FS는 항상 골격 근육 QMT 영상을 권장합니다. 상술 한 바와 같이, 과도한 B 불균일 한 모션 아티팩트도 바이어스 QMT 파라미터를 추정 할 수있다. DT-MRI 프로토콜은 에코 평면 영상, SNR, 및 b - 값의 공간 왜곡에 대한 관심으로 구현된다. 여기서, 공간의 왜곡은 병렬 자기 공명 영상을 이용하여 감소 및 아핀 등록을 사용하여 후 처리로 보정된다. 기존의 연구에서 언급 한 바와 같이, SNR 및 B는 estimatio 대화 형 효과를 -value낮은 SNR 값이 λ 1, λ 3, 1 절, 그리고 FA 55,57-59 특히 잘못된 추정 결과와 D 55-57의 N,. 근육 정확한 텐서 SNR 추정에 대한 요건은 435-725 = S / mm 2 55-57,60 범위 B의 최저이다. 잡음 제거를 사용하여 근육 DT-MRI에 대한 접근에서 다른 저자들 (61, 62)가 유리한 결과를보고 있지만 이러한 추가 단계가 필요하지 않도록,이 프로토콜 분석 대형 로아는 충분한 신호 평균 있습니다. 독자는 DT-MRI 방법 56,63 최적 구현 화제의 몇몇 리뷰 칭한다. 마지막으로, FWMRI을 양적 관련된 몇 가지주의 사항 및 오류의 가능한 소스가 주목된다. 첫째, 여기에 채택 된 FattyRiot 피팅 알고리즘은 구 고정 된 위치에서 봉우리와 상대 진폭 (64)와 특정 지방 스펙트럼을 가정합니다. 가정 지방 spectrum은 주제에 따라 달라집니다 생체 스펙트럼에서 true로 완벽하게 일치하지 않습니다; 그러나, 임의의 지방 스펙트럼 풀면 에코의 수가 적은 실용적이지 않다. 둘째, 알고리즘은 모두 물과 지방 신호에 의해 공유되는 단일 R *이 감쇠 계수에 대해 적합하다. 그것은 완전히 무시 R 2 * 교란 양적 지방 신호 분수 측정하는 것으로 알려져, 단일 R 2 그 피팅 *이 붕괴 적절한 (65)이다. 그러나 물과 각 지방 피크의 정확한 R (2) *는 다릅니다. 복잡한 이미지를 사용하여 셋째, FWMRI 분리 알고리즘은 지방과 물 신호의 오 분류 될 수 있습니다 심각한 B 0 필드의 불균일성에 취약합니다. 강력한 공간적 제약 알고리즘을 사용하는 것 외에도, 작은 에코 간격은 0보다 큰 B 전계 변화를 포착 허용한다. 크기의 이미지를 사용하여 알고리즘을 presenc 더 견고B 0 필드의 불균일성의 전자,하지만 그들은 SNR의 처벌을 겪고 있습니다. 복소수 화상을 사용하는 알고리즘은 와전류 또는 다른 시변 위상 효과에 의해 혼동 될 수있다. 이러한 위상 교란 효과는 일반적으로 다수의 에코 판독 열차 제 에코에 대한 최악이며 단순히 에코를 무시함으로써 완화 될 수있다. 대안 적으로, 혼합 크기 및 복소 신호 모델 (66)을 채용 할 수있다. 같은 많은 상용 MRI 스캐너의 이미지 재구성 파이프 라인에 적용 수정 같은 복잡한 이미지의 잠재적 인 교란의 다른 소스를 피해야 입력으로 복잡한 이미지를 가지고 FWMRI 알고리즘의 사용자. 이러한 위상 보정이 비활성화되어야하거나, 사용자가 원래의 원 데이터로부터 직접 화상을 재구성한다. 마지막으로, FWMRI를 사용하여 지방 비율의 추정은 차등 지방이나 물 신호를 조절하는 인자에 의해 영향을 받는다 따라서 실제로 지방 신호 분수의 추정이며,. T 개의 1
가능한 한 사전 테스트 라이프 스타일 행동을 통해 많은 실험 제어를 발휘하는 것은이 프로토콜의 중요한 구성 요소입니다. T 2 측정의 경우는 왜이 컨트롤의 예로서 제공된다필요하다. T 2는 신경 근육 질환 (40)의 선도적 인 MRI 바이오 마커로 간주됩니다. 그러나, 근육 물 양성자 T (2)는 여러 가지 이유로 증가 될 수있다. 신경 근육 질환 qMRI 연구에서, FS의 존재 하에서 측정 된 T (2)는 일반적으로 비 FS T 2는 지방 침투를 반영 할 수 있지만, 질환의 심각도에 관련된 만성 염증 상태를 반영하는 것으로 추정된다. 그러나, T 2도 있기 때문에 환자와 정상인 다르게 (42)에 영향을 미칠 수있는 편심 운동 (41)의 중기 상승을받을 수 있습니다. 이러한 이유로, 저자는 시험 전에 48 시간 동안 중간 정도 또는 심한 운동을 제한하는 것을 권장합니다. T (2)는 운동 43,44 급성 관찰 결과 짧은 수명 높이를 겪을 수있다. 심한 근육의 손실이있는 환자의 경우, 도보로는 T 상승 할 정도로 강렬한 운동을 구성 할 수
중요한 점은 건강한 사람의 첫 번째 후 관심있는 질환을 가진 사람의주의 파일럿 테스트가 필수적이라는 것이다. 많은 실험 옵션 높은 MRI 시스템에 대한 특정 (포함하되 전략 RF 코일 옵션 최대 자계 구배 강도 및 RF 펄스 형상 고급 옵션의 가용성을 shimming 0 전계 강도를 B로 제한되지 않는다)이다. 시퀀스 특정 파일럿 테스트의 목표는 아래에 설명되어 있습니다. 데이터 품질에 영향을주는 다른 문제는 묘화 될 질환의 유형 및 병리학 예상 유형 환자 인구의 연령, 심지어는 신체 일부로서 자연 생물이다. 이러한 모든 요소는 파일럿 t 동안 고려되어야한다esting.
프로토콜은 T 1의 강력한 측정 반전 복구 방법을 사용합니다. 반전 복구 시퀀스의 많은 구현의 실제적인 제한은 긴 총 검사 시간입니다. 이 프로토콜에서 사용되는 시퀀스는 입체 빠르고 낮은 각도 샷 (FLASH) 판독 병렬 촬상 가속도 적당한 양, 그리고 2 분 미만에 총 스캔 시간을 감소시키는 감소 된 프리 시퀀스 지연을 사용한다. 일곱 반전 시간은 대략 이격, 샘플링50 6,000 밀리 초에서 사라져 기하 급수적. 이 전략 샘플 신호의 시간 도함수가 가장 높은 신호 복구 부분들 중 가장 빈번하게 반전 복구 신호 곡선. 염증과 지방 침투가 전체 양성자 T 1에 교란 효과를 가지고 있기 때문에 순서는로와 FS없이 반복된다 : 지방은 물보다 낮은 T 1을 가지고있는 동안 염증, 물 T 1을 증가시킨다. 그 하나는 T 1 지방 침윤 및 염증이 대향 영향 사이 해결할 수 있기 때문에, 데이터의 해석 T 1, T 1, FS 보조제를 모두 측정. 파라미터 추정 비선형 과학 컴퓨팅 소프트웨어 패키지에 최소 제곱 회귀 방법을 사용하여 달성된다.
프로토콜 형성 / 순서 선택
상술 한 바와 같이, 근육 병리 프리 복합체이다. FWMRI는 명확한 해석을 보유하고 있다는 점에서이 프로토콜에서 측정 중 유일하다. 언급 한 바와 같이, 여기에서 측정 한 다른 qMRI 바이오 마커의 대부분은 종종의 inc 비특이적 병리학 적 근거가부종 ludes 수 있지만, 또한 지방 침윤, 섬유화, 막 손상 및 sarcomeric 중단을 포함한다. 그러나, 이들 민감도의 일부가 여전히 존재 단지 가설 것을 강조한다. 각 바이오 마커에 qMRI 정량적 및 다른 병리학 적 과정의 상대적 중요성을 증명하기 위해 수행해야 할 작업 또는 상태 상당량있다. 이러한 이해를 바탕으로, 다중 - 파라 메트릭 변수 개별 병리 더 상세한 설명의 조합을 통해, 여기서 설명 할 수있다.
대안 적으로, 판독기는 여기에 제시된 측정의 서브 세트를 선택하여,이 프로토콜에 적합하도록 선택할 수있다. 예를 들어, FS 비 FS 측정 부가가치 근육의 지방 대체 특징없는 조건 아마 낮다. 이것은 환자 감소 촬영 시간을 허용 할 수있는 추가적인 측정이 이루어질하는 (등 MR 분광법, MRI 관류 영상 등 < / EM>), 또는 추가 신체 부위가 몇 군데있다. 이 영역의 질환 질병 개입의 초기 표시를 제공 할뿐만 근위 투 원위 방식으로 본 여러 근육 질환, 여기에 기술 된 프로토콜은 대퇴부에서 구현된다. 그러나 두 근위 및 원위 지역에서 병리를 측정하는 질병 진행의 개선 조치를 허용 할 수있다.
결론
결론적으로,이 qMRI 프로토콜은 신경 근육 장애의 세 가지 주요 병리학 적 구성 요소 부종, 지방 침윤과 위축의 정량적 평가를 할 수 있습니다. (T 1, T 2, 확산 QMT, FWMRI) 측정의 광범위한 콜렉션을 포함함으로써, 데이터의 해석 능력이 모두 확대 및 심화된다. 세심한주의가 오류의 잠재적 인 소스에게 지급 될 때,이 방법은 정확하고 정밀하게 신경 근육 질환의 주요 구성 요소를 여러 특성화 할 수있다.
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Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 3T human MRI system | Philips Medical Systems (Best, the Netherlands) | Achieva/Intera | |
| Cardiac phased array receive coil | Philips Medical Systems | ||
| Pillows, straps, bolsters, and other positioning devices | |||
| Computer with MATLAB software | The Mathworks, Inc (Natick, MA) | r. 2014 |
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