Een abonnement op JoVE is vereist om deze inhoud te bekijken. Log in of start vandaag met uw gratis proefperiode.

Methodenartikel

Quantitative Magnetic Resonance Imaging van de skeletspieren Disease

19K weergaven

⸱

DOI:

10.3791/52352

⸱

18 december 2016

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Institute of Imaging Science, Vanderbilt University, 2Department of Radiology and Radiological Sciences, Vanderbilt University, 3Department of Biomedical Engineering, Vanderbilt University, 4Department of Molecular Physiology and Biophysics, Vanderbilt University, 5Department of Physical Medicine and Rehabilitation, Vanderbilt University, 6Department of Physics and Astronomy, Vanderbilt University

In dit artikel

Samenvatting

Neuromusculaire aandoeningen vertonen vaak een tijdelijk wisselend, ruimtelijk heterogene en veelzijdige pathologie. Het doel van dit protocol is om deze pathologie niet-invasieve magnetische resonantie beeldvorming te karakteriseren.

Samenvatting

Kwantitatieve magnetische resonantiebeeldvorming (qMRI) beschrijft de ontwikkeling en het gebruik van MRI om fysische, chemische en/of biologische eigenschappen van levende systemen te kwantificeren. Neuromusculaire ziekten vertonen vaak een tijdelijk variërende, ruimtelijk heterogene en veelzijdige pathologie. Het doel van dit protocol is om deze pathologie te karakteriseren met behulp van qMRI-methoden. Het MRI-acquisitieprotocol begint met localizer-beelden (die worden gebruikt om de positie van het lichaam en het weefsel van belang binnen het MRI-systeem te lokaliseren), kwaliteitscontrolemetingen van relevante magnetische veldverdelingen en structurele beeldvorming voor algemene anatomische karakterisering. Het qMRI-gedeelte van het protocol omvat metingen van de longitudinale en transversale relaxatietijdconstanten (respectievelijk T1 en T2). Ook verkregen zijn diffusie-tensor MRI-gegevens, waarin de diffusie van water wordt gemeten en gebruikt om pathologische processen zoals oedeem te infereren. Kwantitatieve magnetisatie-overdrachtbeeldvorming wordt gebruikt om het relatieve weefselgehalte van macromoleculaire en vrije waterprotonen te karakteriseren. Ten slotte worden vet-water MRI-methoden gebruikt om fibro-adipse weefselvervanging van spier te karakteriseren. Naast het beschrijven van de data-acquisitie- en analyseprocedures, bespreekt dit artikel ook de potentiële problemen die gepaard gaan met deze methoden, de analyse en interpretatie van de gegevens, MRI-veiligheid en strategieën voor artefactreductie en protocoloptimalisatie.

Inleiding

Kwantitatieve magnetische resonantie beeldvorming (qMRI) beschrijft de ontwikkeling en toepassing van MRI fysische, chemische kwantificeren en / of biologische eigenschappen van levende systemen. QMRI vereist dat men een biofysische model voor het systeem, dat bestaat uit het weefsel van de rente en een MRI-pulssequentie te nemen. De pulssequentie is bedoeld om de foto-signaal intensiteiten sensibiliseren voor de van interesse zijnde parameter in het model. MRI-signaal eigenschappen (signaal magnitude, frequentie en / of fase) worden gemeten en geanalyseerd volgens het model. Het doel is om een ​​onpartijdige, kwantitatieve schatting van een fysische of biologische parameter die continu verdeeld, fysieke meeteenheden te produceren. Vaak zijn de vergelijkingen die het systeem geanalyseerd en gemonteerd op een pixel voor pixel basis het produceren van een beeld waarvan de pixelwaarden de waarde van de variabele directe weergave. Zo'n beeld wordt aangeduid als een parametrische kaart.

Een gemeenschappelijk gebruik van qMRI is de development en de toepassing van biomarkers. Biomarkers kunnen worden gebruikt om een ​​ziektemechanisme onderzoeken stellen van een diagnose, prognose te bepalen, en / of een therapeutische reactie te evalueren. Zij kunnen de vorm aannemen van de concentraties of activiteiten van endogene en exogene moleculen, een histologisch monster, een fysieke hoeveelheid, of een interne opname te maken. Enkele algemene eisen van biomarkers zijn dat zij objectief gezien een continu verdeelde variabele meten met behulp van fysische meeteenheden; hebben een duidelijke, goed begrepen relatie met de pathologie van belang; zijn gevoelig voor verbetering en verslechtering van de klinische toestand; en kan worden gemeten met geschikte nauwkeurigheid en precisie. Niet-invasieve of minimaal invasieve biomarkers bijzonder gewenst mocht bevorderen patiëntcomfort en minimaal verstoren de pathologie van belang.

Een doelpunt voor het ontwikkelen van image-based biomarkers voor spierziekte is spierziekte op een manier die complementar weerspiegeleny, specifieker dan meer ruimtelijk selectief dan, en / of minder invasief dan bestaande methoden. Een bijzonder voordeel van qMRI hierbij is dat het de mogelijkheid om meerdere soorten informatie integreren en dus potentieel karakteriseren vele aspecten van het ziekteproces. Dit vermogen is zeer belangrijk in spierziekten, die vaak vertonen een ruimtelijk variabele complexe pathologie die ontsteking, necrose en / of atrofie met vetvervanger, fibrose, verstoring van de myofilament rooster ( "Z-disk streaming") en membraanschade omvat . Een ander voordeel van qMRI methodes is dat kwalitatieve of semi-kwantitatieve beschrijvingen van-contrast op basis van MR-beelden weer te geven niet alleen de pathologie, maar ook verschillen in beeldopname parameters, hardware en menselijke perceptie. Een voorbeeld van dit laatste punt werd gedemonstreerd door Wokke et al., Die aantoonde dat semi-kwantitatieve evaluatie van vetinfiltratie zijn zeer variabel en vaak onjuist, wkip in vergelijking met kwantitatieve vet / water MRI (FWMRI) 1.

Het protocol hier beschreven omvat pulssequenties voor het meten van de longitudinale (T 1) en transversale (T2) relaxatietijd constanten, kwantitatieve magnetisatie overdracht (QMT) parameters, water diffusie coëfficiënten gebruikmakend van diffusie tensor MRI (DT-MRI), en spieren structuur met behulp van structurele beelden en FWMRI. T 1 wordt gemeten met een inversie herstel sequentie, waarbij de netto magnetisatie vector wordt omgekeerd en de grootte wordt bemonsterd als het systeem terug naar evenwicht. T 2 wordt gemeten door herhaaldelijk heroriënteren dwarsmagnetisatie behulp van een trein van pulsen heroriëntatie, zoals de Carr-Purcell Meiboom-Gill (CPMG) methode, en bemonstering van de resulterende spin-echo. T 1 en T2 gegevens kunnen worden geanalyseerd met niet-lineaire curve-fitting methoden die uitgaan van een aantal Exponential componenten a priori (gewoonlijk één tot drie) of met een inverse lineaire benadering waarin de waargenomen data past op de som van een groot aantal rottende exponentiële resulteert in een spectrum van signaalamplitudes. Deze benadering vereist een niet-negatieve kleinste kwadraten (NNLS) 3 oplossing, en omvat typisch bijkomende regularisatie stabiele resultaten. T 1 en T2 metingen zijn op grote schaal gebruikt voor spierziekten en schade 4-9 bestuderen. 1 T-waarden worden gewoonlijk afgenomen vet geïnfiltreerde gebieden van spieren en verhoogd in ontstoken gebieden 4-6; T2-waarden worden verhoogd in zowel vet geïnfiltreerd en ontstoken gebieden 10.

QMT-MRI is kenmerkend voor de gratis water en solid-achtige macromoleculaire proton zwembaden in de weefsels door het schatten van de verhouding van macromoleculaire om gratis water protonen (de grootte van het zwembad ratio, PSR); de intrinsieke relaxatie tarieven van deze zwembaden; en de wisselkoersen tussen hen. Common QMT benaderingen omvatten gepulseerde verzadiging 11 en selectieve inversie herstel 12,13 methoden. De onderstaande protocol beschrijft het gebruik van gepulseerde verzadiging benadering, waarin ruime lijnbreedte van de macromoleculaire proton signaal ten opzichte van de smalle lijnbreedte van het water proton signaal exploiteert. Door het verzadigen van de macromoleculaire signaal bij resonantiefrequenties voldoende van het watersignaal wordt het watersignaal verlaagd als gevolg van magnetisatie overdracht tussen de vaste en vrije waterproton zwembaden. De gegevens worden geanalyseerd met een kwantitatieve biofysische model. QMT is ontwikkeld en toegepast bij gezonde spieren 14,15, en een recente abstracte verscheen beschrijft de uitvoering ervan in spierziekte 16. QMT is gebruikt om kleine diermodellen van spierontsteking bestuderen, waarbij is aangetoond dat ontsteking vermindert de PSR 17. Aangezien MTweerspiegelt zowel macromoleculaire en water inhoud, kan MT data ook nadenken fibrose 18,19.

DT-MRI wordt gebruikt om het anisotrope diffusie gedrag van watermoleculen in weefsels van geordende, langgerekte cellen te kwantificeren. In DT-MRI wordt het water diffusie gemeten in zes of meer verschillende richtingen; Deze signalen worden vervolgens aan een tensor model 20. De diffusie tensor, D, is gediagonaliseerd drie eigenwaarden (waarin de drie voornaamste diffusiviteiten zijn) en drie eigenvectoren (waarvan de richting overeenkomt met de drie diffusiecoëfficiënten geven) te verkrijgen. Deze en andere kwantitatieve indices afgeleid van D geven informatie over weefselstructuur en oriëntatie op een microscopisch niveau. De diffusie-eigenschappen van de spieren, met name de derde eigenwaarde van D en de mate van diffusie anisotropie weerspiegelen spierontsteking 17 en spierschade door experimentele letsel 21, strain injury 22, en de ziekte van 23,24. Andere mogelijke invloeden op de diffusie-eigenschappen van de spier in verandering celdiameter 25 en membraanpermeabiliteit veranderingen.

Tenslotte spieratrofie, zonder of zonder macroscopische doorregen, is een pathologisch bestanddeel van vele spierziekten. Spieratrofie kan worden beoordeeld aan de hand van structurele beelden spier doorsnede of volume en FW-MRI meten vettige infiltratie te evalueren. Vetinfiltratie kan kwalitatief worden beschreven in T1 - en T2-gewogen afbeeldingen 26, maar vet en water signalen meet u door het vormen van beelden die de verschillende resonantiefrequenties van vet en water protonen 27-29 benutten. Kwantitatieve vet / water beeldvormende werkwijzen zijn toegepast spierziekten zoals spierdystrofie 1,30,31, en kan het verlies van beweeglijkheid bij deze patiënten 31 voorspellen.

De qMRI protocol hier beschreven maakt gebruik van al deze metingen te karakteriseren spier voorwaarde in de auto-immune inflammatoire myopathieën dermatomyositis (DM) en polymyositis (PM). Verdere details van het protocol, met inbegrip van de reproduceerbaarheid, in het verleden 32 gepubliceerd. Het protocol bevat standaard pulssequenties evenals radiofrequentie (RF) en magnetisch veld gradiënt objecten specifiek op onze systemen geprogrammeerd. De auteurs verwachten dat het protocol ook bij andere neuromusculaire aandoeningen gekenmerkt door spieratrofie, ontsteking en vetinfiltratie toepassing (zoals spierdystrofieën).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Protocol

LET OP: De lezer wordt eraan herinnerd dat alle onderzoek met mensen door de lokale Institutional Review Board (IRB) moet worden goedgekeurd voor het gebruik van proefpersonen in het onderzoek. Onderzoek deelnemers moeten worden geïnformeerd over het doel, de procedures, de risico's en voordelen van het voorgestelde onderzoek; de beschikbaarheid van alternatieve behandelingen of procedures; de beschikbaarheid van de vergoeding; en van hun recht op privacy en om hun toestemming in te trekken en te staken hun deelname. Voorafgaand aan de MRI-testsessie, een onderzoeker moet een potentiële proefpersoon te presenteren met een IRB-goedgekeurde informed consent document (ICD), de inhoud ervan uit te leggen, en vraag de potentiële onderzoek deelnemer als hij / zij wenst deel te nemen aan het onderzoek. Als dat zo is, zal de deelnemer moeten ondertekenen en dateren de ICD voorafgaand aan de voltooiing van een van de stappen van het protocol hier.

1. acties voor de dag van Testing

  1. Beperk de leefgewoonten dat Kan verwart de Data
    1. Vraag de deelnemer niet matige tot zware oefening tijdens de 48 uur voorafgaand aan het testen. Instrueer de deelnemer tijdens de 24 uur voorafgaand aan het testen van over-the-counter medicatie en alcoholgebruik te onthouden. Vraag de deelnemer te onthouden van het gebruik van tabak of cafeïne verbruik tijdens de 6 uur voor de test.
    2. Voorafgaand aan het testen, bevestigen dat de deelnemer in overeenstemming is met deze instructies.
  2. Bereid de MRI-systeem
    1. Zorg ervoor dat de beschikbaarheid van alle benodigde apparatuur, zoals vermeld in de tabel van materialen en apparatuur.
    2. Definieer een MRI-protocol; voorgestelde parameters worden in tabellen 1-5.

2. Dag van Testing: Bereid je voor op MRI Data Acquisition

  1. Gedragscode Veiligheid Screening
    1. Scherm voor potentiële gevaren in de MRI-omgeving door het hebben van een MRI-veiligheid-tregende gezondheidszorgarbeider presenteren het onderzoek deelnemer met een geschikte veiligheid MRI vorm, zoals die gevonden op www.mrisafety.com.
    2. Als er een geïmplanteerde magnetische of magnetisch gevoelige objecten, ervoor te zorgen dat ze veilig zijn voor de MRI-scan.
  2. Bereid de MRI-systeem
    1. Zorg ervoor dat al het personeel van alle magnetische en magnetisch gevoelige objecten zijn verwijderd voordat het invoeren van de kamer dat de MRI-systeem herbergt. Voeren deze controle elke keer dat er iemand binnenkomt de MRI-kamer.
    2. Bereid het MRI systeem door het plaatsen van de ontvangstspoel op de patiënt bed van het MRI systeem. Ook, plaats een matras met een laken en kussen met kussensloop op het bed. Hebben bandjes beschikbaar rond de dijen te plaatsen en bolsters of kussens te plaatsen onder de knieën.
    3. Start de software-interface, voer patiëntgegevens, en open de imaging-protocol.
  3. Plaats de Research Participant op de MRI-scanner Table
    1. Observeer het onderzoek deelnemer als hij / zij controleert zijn / haar persoon en kleding voor het magnetisch gevoelige objecten. Verzeker deze voorwerpen buiten de MRI kamer in een afsluitbare container. Voer de MRI-kamer met het onderzoek deelnemer direct na het voltooien van deze stap.
    2. Plaats de deelnemer op de patiënt bed in een liggende, voeten-eerste positie. Plaats het lichaamsdeel te beelden zo dicht bij de middellijn van de tabel als praktisch. Plaats bolsters of kussens onder de knieën te trekontlasting terug te bieden voor de lagere en plaats een kussen onder het hoofd. Om beweging te beperken, voorzichtig maar effectief te beveiligen de dij, benen en voeten en ervoor te zorgen dat de deelnemer is comfortabel.
    3. Plaats de RF-ontvanger spoel rond de dijen van de deelnemer en sluit deze aan het MRI-systeem.
  4. Instrueer de deelnemer en complete Final Pre-testing Steps
    1. Instructies geven over hoe om te communiceren met de onderzoekers. Zorg voor de participant met gehoorbescherming en een signalering apparaat dat kan worden gebruikt om te bellen voor hulp inroepen als dat nodig is. Instrueer de deelnemer van de noodzaak om stil te blijven tijdens en tussen alle beeldvormende sequenties.
    2. Schuif de patiënt bed in de MRI scanner zodanig dat het lichaamsdeel af te beelden is afgestemd op het centrum van de MRI-scanner.
    3. Na het verlaten van de MRI-kamer, bevestigen dat de communicatie met de patiënt systeem werkt en zie dat de deelnemer is comfortabel. Gedurende het protocol, communiceren regelmatig met de deelnemer zijn / haar comfort en de naleving van de instructies van de ECB.

3. Dag van Testing: Verwerven van de MRI gegevens

  1. voorbereidende stappen
    1. Als het MRI-systeem bepaalt de instrumentele instellingen en kalibraties voor elke beeldvormingssequentie (middenfrequentie, ontvangerversterking kalibratie, etc.), begeleiden deze processen en zorgen dat elke stap wordt uitgevoerd correctly.
    2. Met behulp van een geschikte software-interface, het verwerven van een set van plaatsbepalende beelden (ook bekend als piloot of scout beelden); het gebruik gesuggereerd parameters weergegeven in tabel 2.
    3. Bepalen waar het centrum slice plaats voor qMRI data acquisities, door het identificeren van beschadigingen en / of door te verwijzen naar het deel ten opzichte van reproduceerbare anatomische oriëntatiepunten.
  2. Verzenden en ontvangen Coil Calibration Steps
    1. Voor deze procedure alsmede alle gewenste beeldvormende stappen definiëren gebied van de anatomie waarin de homogeniteit van het statische magneetveld (B 0), een proces dat bekend staat als "shimming" optimaliseren. Zie figuur 1A voor de typische plaatsing van de shimming volume plaats (VOI) die bij de onderhavige studies.
    2. Als de MRI scanner heeft een multi-element zendspoel verkrijgen een RF ijkgegevens.
    3. Als de MRI scanner heeft een multi-element ontvangstspoel verwerveneen ruimtelijke gevoeligheid kaart van de spoelen.
  3. Verwerven Structurele MRI gegevens
    1. Verwerven van hoge resolutie, multi-slice, T 1-gewogen beelden met behulp van een snelle spin-echo (FSE) volgorde; de beeldvormende parameters voor deze studies zijn samengevat in Tabel 1.
    2. Verwerven van hoge resolutie, multi-slice, T2-gewogen beelden met behulp van een FSE-sequentie; de beeldvormende parameters voor deze studies zijn samengevat in Tabel 2.
  4. Acquire Gegevens voor Real-time Quality Control en maken post-processing Correcties
    1. Acquire driedimensionale (3D) multiple gradient-echo gegevens voor de berekening van de B 0 veld kaarten. De beeldvormende parameters voor de huidige studies zijn samengevat in Tabel 3.
    2. Onderzoekt het veld kaarten zodat er geen afwijkingen van meer dan ± 60 Hz (ongeveer 0,5delen per miljoen op 3 Tesla) over het beeld. Als er, keur een alternatieve benadering vulplaten (andere methode, verschillende plaatsen van VOI, enz.).
    3. Verwerven van 3D data voor de berekening van nutatie hoek kaarten. De beeldvormende parameters voor de huidige studies zijn samengevat in Tabel 2.
    4. Onderzoek op het gebied kaarten om ervoor te zorgen dat er geen gebieden die overmatig afwijken van de nominale nutatie hoek. Voor de RF pulsen die worden gebruikt in dit protocol worden afwijkingen groter dan ± 30% van de nominale nutatie hoek als buitensporig.
  5. Het verwerven van de qMRI Gegevens
    1. Acquire 3D beelden voor het berekenen van de T 1, met een inversie herstel sequentie. De beeldvormende parameters voor de onderhavige studie zijn weergegeven in Tabel 3.
    2. Herhaal de T 1 meting het aanwezige vet signaalonderdrukking (FS, deze parameter abbreviated T 1, FS).
    3. Verwerven één schijfbeelden voor het berekenen van de T 2, dat een T spin-echo sequentie. Gebruik de beeldvormende parameters in tabel 3.
    4. Herhaal de meting T 2 bij aanwezigheid van FS (T 2, FS).
    5. Acquire 3D-beelden voor de berekening van QMT parameters, met behulp van een gepulste verzadiging sequentie met FS en de beeldvormende parameters in tabel 4.
    6. Verwerven meerschijven voor berekeningen van diffusie tensor-parameters met behulp van een aantal diffusie-gewogen beelden. De beeldvormende parameters die in deze studies worden in tabel 4.
    7. Verwerven van 3D data voor de berekening van vet / water beelden, met behulp van een reeks van zes gradient-echo beelden. De beeldvormende parameters die in deze studies worden in tabel 5.
  6. Na het invullen van de qMRI Protocol
    1. Verzekeren datalle afbeeldingen zijn van voldoende kwaliteit zijn ze te bestuderen voor potentieel corrigeerbaar artefacten en door meting van het voldoende signaal-ruisverhouding.
    2. Voor elke qMRI gegevensset definieert verscheidene gebieden van belang (ROI) in de beeldreeksen en onderzoekt het signaal als functie van de relevante parameters (bijvoorbeeld de T 1 afhankelijke gegevens verkregen in stap 3.5.1 en 3.5.2, plot het signaal als functie van de TI en ervoor te zorgen dat de gegevens volgen de inversie-herstelfunctie hieronder in stap 4.1.2 vermeld).
    3. Na het voltooien van een persoonlijke screening voor het magnetisch gevoelige objecten, voert de MRI-kamer. Verwijder de deelnemer uit de magneet, verwijder alle bandjes en padding, en de deelnemers te helpen bij het verlaten van de MRI-scanner en de MRI-kamer.
    4. Overdracht van de gegevens, met behulp van methoden die voldoen aan de lokale gezondheidszorg privacywetgeving, een lokaal werkstation voor de verwerking; data kunnen als Digital Imaging Communications worden geëxporteerd in Medicine (DICOM) bestanden of in de leverancier'S eigen formaat (de methode die wordt gebruikt in dit protocol).

4. Analyseer de qMRI Gegevens

  1. Bereken de Parametric Maps
    1. Gebruik een computer programma dat is ontworpen voor wetenschappelijke computing en beeldanalyse. Door behandeling van een histogram van het signaal intensiteiten in het beeld zijn, een signaal-gebaseerde drempel beeldmasker dat delen van het signaal bakent uit gebieden lawaai. Vul onderstaand voor elke pixel in het signaal delen van de beelden stappen.
    2. Analyseer de T 1 data door het meten van de intensiteit van het signaal S voor elke inversie keer (TI). Vervolgens passen bij de waarden van S tot een inversie-herstel met een verminderde pre-delay model:

      figure-protocol-1

      waarbij M 0 een signaalintensiteit die de magnetisatie in de evenwichtstoestand, Sf de inversie verhouding,en TD is de pre-vertragingstijd. Vervolgens past de gegevens met FS op hetzelfde model, waardoor het bepalen van de longitudinale relaxatietijdconstante met FS, T 1, FS.
    3. Analyseer de T 2-gegevens door het meten van S bij elke TE. Vervolgens past de gegevens aan een mono-exponentieel verval model:

      figure-protocol-2

      waarbij N het signaalcompensatiepotentiometer bij aanvang. De lezer kan ook besluiten om de gegevens naar een multi-exponentieel model, zoals hieronder te passen:

      figure-protocol-3

      waarin J het aantal exponentiële componenten en f en T 2, j het signaal fractie en T2 behorende bij de jde component. Of de lezer een werkwijze 3 niet-negatieve kleinste kwadraten (NNLS) gebruikt. In de lAtter geval, de Multi-exponentiële Ontspanning Analysis (MERA) toolbox 33 is vrij beschikbaar; andere programma's zijn ook beschikbaar. Herhaal deze analyses voor de gegevens met en zonder FS.
    4. Om de QMT gegevens te analyseren, te meten S voor elke bestraling kracht en de frequentie te compenseren. Corrigeer de nominale bestraling machten (voorgesteld door ω 1 in de onderstaande vergelijking) met behulp van de nutatie hoek kaarten. Corrigeer de frequentie offsets (Δ f in de onderstaande vergelijking) met behulp van de B 0 kaarten om de toegepaste compenseren frequenties aan te passen. Vervolgens past de gegevens naar het volgende model 34,35

      figure-protocol-4

      waar ligt de wisselkoers van de macromoleculaire zwembad om het vrije water zwembad, is de longitudinale ontspanning koers van de vrije water zwembad, is de longitudinale ontspanning koers van de macromoleculaire zwembad (aangenomen dat 1 s -1), is de PSR, wordt T 2 van de gratis water zwembad, en ω 1CWPE is het gemiddelde vermogen van de verzadiging puls. De verzadiging snelheid van de longitudinale magnetisatie van de macromoleculaire zwembad, wordt beschreven door een super-Lorentz model, zoals beschreven in het werk van Henkelman en collega's 34,35.
    5. Om de DTI gegevens te analyseren, voor het eerst gebruik van een affine transformatie algoritme 36 tot elk beeld diffusie gewogen registreren om de bijbehorende afbeelding non-diffusie gewogen. Vervolgens wordt voor elke pixel meet de waarden voor S in de niet-diffusie beeld gewogen en in elke diffusiegewogen richting. Vorm een ​​matrix samengesteld uit de diffusie-codering richtingen. Met behulp van multivariate, gewogen kleinste kwadraten regressie, regressie het signaal gegevens over de verspreiding codering matrix en formulier D. Diagonaliseren D en het uitvoeren van een magnitude-sortering van de eigenwaarden en de eigenvectoren. Vervolgens berekent het gemiddelde diffusiviteit (MD) als:

      Equation5

      waarbij λ 1 λ 2 en λ 3 zijn de eigenwaarden van de diffusie tensor. Ook het berekenen van de fractionele anisotropie (FA) als:

      figure-protocol-6
    6. Analyseer de FWMRI gegevens met behulp van een kwantitatieve benadering dat water en vet signalen scheidt op basis van chemische verschuiving (zoals de FattyRiot algoritme, gratis te downloaden vanaf https://github.com/welcheb/FattyRiot).
  2. Definieer regio's van belang voor de analyse
    1. Geef ROI op de anatomische beelden (door het definiëren van de grenzen van elke spier van rente). Een voorbeeld is getoond in figuur 1.
    2. Het formaat van de ROI aan de matrix grootte van de qMRI beelden overeenkomen. Indien nodig, stelt u de uitlijning van de ROI op de kaart qMRI overeenkomen (bijvoorbeeld als de deelnemer verplaatsttussen acquisities kan een vertaling van het ROI positie verplicht overlapping de spier grenzen).
    3. Onderzoek elk ROI. Indien nodig, ervoor te zorgen dat er geen pixels opgenomen die deelvolume artefacten, niet-contractiele weefsel, en de stroom artefacten bevatten; zie Figuur 1 voor voorbeelden.
    4. Bereken het gemiddelde en de standaardafwijking van de waarden qMRI alle pixels binnen het geselecteerde ROI.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Resultaten

Figuur 1 toont representatieve axiale anatomische beelden die op het midden van de dij van een patiënt met polymyositis. Ook getoond is de locatie van de in het vlak projectie van het vulstuk volume. Representatieve parameter kaarten voor elke qMRI methode, allemaal afkomstig van dezelfde patiënt, zijn voorzien van de figuren 2-7.

Figuren 2A en 2B tonen de Δ <...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Discussie

Spierziekten zoals de spierdystrofieën en idiopathische inflammatoire myopathieën uitmaken van de groep van ziekten die heterogene in etiologie en als individuele entiteiten, zeldzaam in de incidentie zijn. Bijvoorbeeld, Duchenne spierdystrofie - de meest voorkomende vorm van spierdystrofie - heeft een incidentie van 1 op de 3500 levend mannelijke geboortes 37,38; dermatomyositis, waarop dit protocol is toegepast, heeft een incidentie van 1 op 100.000 39. De hogere collectieve incidentie van deze z...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Openbaarmakingen

Geen van de auteurs heeft een financieel belangenconflict te melden.

Dankbetuigingen

We danken voor de subsidieondersteuning van de National Institutes of Health: NIH/NIAMS R01 AR050101 (BMD), NIH/NIAMS R01 AR057091 (BMD/JHP), NIH/NIBEB K25 EB013659 (RDD), en de Vanderbilt CTSA-toekenning RR024975. We danken ook de recensenten voor hun opmerkingen en de deelnemer voor zijn deelname aan deze studies.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
3T human MRI systemPhilips Medical Systems (Best, the Netherlands)Achieva/Intera
Cardiac phased array receive coilPhilips Medical Systems
Pillows, straps, bolsters, and other positioning devices
Computer met MATLAB-softwareThe Mathworks, Inc (Natick, MA)r. 2014

Referenties

  1. Wokke, B. H., et al. Comparison of Dixon and T1-weighted MR methods to assess the degree of fat infiltration in duchenne muscular dystrophy patients. J Magn Reson Imaging. 38 (3), 619-624 (2013).
  2. Carr, H., Purcell, E. Effects of diffusion on free precession in NMR experiments. Phys Rev. 94, 630-638 (1954).
  3. Whittall, K. P., MacKay, A. L. Quantitative interpretation of NMR relaxation data. Journal of Magnetic Resonance. 84 (1), 134-152 (1989).
  4. Park, J. H., et al. Dermatomyositis: correlative MR imaging and P-31 MR spectroscopy for quantitative characterization of inflammatory disease. Radiology. 177 (2), 473-479 (1990).
  5. Park, J. H., et al. Magnetic resonance imaging and p-31 magnetic resonance spectroscopy provide unique quantitative data useful in the longitudinal management of patients with dermatomyositis. Arthritis & Rheumatism. 37 (5), 736-746 (1994).
  6. Park, J. H., et al. Use of magnetic resonance imaging and p-31 magnetic resonance spectroscopy to detect and quantify muscle dysfunction in the amyopathic and myopathic variants of dermatomyositis. Arthritis & Rheumatism. 38 (1), 68-77 (1995).
  7. Huang, Y., et al. Quantitative MR relaxometry study of muscle composition and function in Duchenne muscular dystrophy. J Magn Reson Imaging. 4 (1), 59-64 (1994).
  8. Kim, H. K., et al. T2 mapping in Duchenne muscular dystrophy: distribution of disease activity and correlation with clinical assessments. Radiology. 255 (3), 899-908 (2010).
  9. Arpan, I., et al. T2 mapping provides multiple approaches for the characterization of muscle involvement in neuromuscular diseases: a cross-sectional study of lower leg muscles in 5-15-year-old boys with Duchenne muscular dystrophy. NMR in Biomedicine. 26 (3), 320-328 (2013).
  10. Fan, R. H., Does, M. D. Compartmental relaxation and diffusion tensor imaging measurements in vivo in λ-carrageenan-induced edema in rat skeletal muscle. NMR in Biomedicine. 21 (6), 566-573 (2008).
  11. Sled, J. G., Pike, G. B. Quantitative interpretation of magnetization transfer in spoiled gradient echo MRI sequences. J Magn Reson. 145 (1), 24-36 (2000).
  12. Gochberg, D. F., Gore, J. C. Quantitative magnetization transfer imaging via selective inversion recovery with short repetition times. Magn Reson Med. 57 (2), 437-441 (2007).
  13. Li, K., et al. Optimized inversion recovery sequences for quantitative T1 and magnetization transfer imaging. Magn Reson Med. 64 (2), 491-500 (2010).
  14. Louie, E. A., Gochberg, D. F., Does, M. D., Damon, B. M. Magnetization transfer and T2 measurements of isolated muscle: effect of pH. Magn Reson Med. 61 (3), 560-569 (2009).
  15. Sinclair, C. D. J., et al. Quantitative magnetization transfer in in vivo healthy human skeletal muscle at 3 T. Magn Reson Med. 64 (6), 1739-1748 (2010).
  16. Sinclair, C., et al. Multi-parameter quantitation of coincident fat and water skeletal muscle pathology. Proc 21st Ann Meeting ISMRM. , (2013).
  17. Bryant, N., et al. Multi-parametric MRI characterization of inflammation in murine skeletal muscle. NMR Biomed. 27 (6), 716-725 (2014).
  18. Aisen, A. M., Doi, K., Swanson, S. D. Detection of liver fibrosis with magnetic cross-relaxation. Magn Reson Med. 31 (5), 551-556 (1994).
  19. Kim, H., et al. Induced hepatic fibrosis in rats: hepatic steatosis, macromolecule content, perfusion parameters, and their correlations-preliminary MR imaging in rats. Radiology. 247 (3), 696-705 (2008).
  20. Basser, P. J., Mattiello, J., LeBihan, D. MR diffusion tensor spectroscopy and imaging. Biophys J. 66 (1), 259-267 (1994).
  21. Heemskerk, A., Strijkers, G., Drost, M., van Bochove, G., Nicolay, K. Skeletal muscle degeneration and regeneration following femoral artery ligation in the mouse: diffusion tensor imaging monitoring. Radiology. 243 (2), 413-421 (2007).
  22. Zaraiskaya, T., Kumbhare, D., Noseworthy, M. D. Diffusion tensor imaging in evaluation of human skeletal muscle injury. J Magn Reson Imaging. 24 (2), 402-408 (2006).
  23. Qi, J., Olsen, N. J., Price, R. R., Winston, J. A., Park, J. H. Diffusion-weighted imaging of inflammatory myopathies: polymyositis and dermatomyositis. J Magn Reson Imaging. 27 (1), 212-217 (2008).
  24. McMillan, A. B., Shi, D., Pratt, S. J., Lovering, R. M. Diffusion tensor MRI to assess damage in healthy and dystrophic skeletal muscle after lengthening contractions. J Biomed Biotech. , (2011).
  25. Scheel, M., et al. Fiber type characterization in skeletal muscle by diffusion tensor imaging. NMR Biomed. 26 (10), 1220-1224 (2013).
  26. Kaufman, L. D., Gruber, B. L., Gerstman, D. P., Kaell, A. T. Preliminary observations on the role of magnetic resonance imaging for polymyositis and dermatomyositis. Annalsrheumatic Dis. 46 (8), 569-572 (1987).
  27. Dixon, W. T. Simple proton spectroscopic imaging. Radiology. 153 (1), 189-194 (1984).
  28. Glover, G. H. Multipoint Dixon technique for water and fat proton and susceptibility imaging. J Magn Reson Imaging. 1 (5), 521-530 (1991).
  29. Berglund, J., Kullberg, J. Three-dimensional water/fat separation and T2* estimation based on whole-image optimization--application in breathhold liver imaging at 1.5 T. Magn Reson Med. 67 (6), 1684-1693 (2012).
  30. Gloor, M., et al. Quantification of fat infiltration in oculopharyngeal muscular dystrophy: Comparison of three MR imaging methods. J Magn Reson Imaging. 33 (1), 203-210 (2011).
  31. Fischmann, A., et al. Quantitative MRI and loss of free ambulation in Duchenne muscular dystrophy. J Neurol. 260 (4), 969-974 (2013).
  32. Li, K., et al. Multi-parametric MRI characterization of healthy human thigh muscles at 3.0 T - relaxation, magnetization transfer, fat/water, and diffusion tensor imaging. NMR Biomed. 27 (9), 1070-1084 (2014).
  33. Does, M. Multi-Exponential Relaxation Analysis (MERA) Toolbox, Version 2. , Available from: http://www.vuiis.vanderbilt.edu/~doesmd/MERA/MERA_Toolbox.html (2014).
  34. Morrison, C., Stanisz, G., Henkelman, R. M. Modeling magnetization transfer for biological-like systems using a semi-solid pool with a super-Lorentzian lineshape and dipolar reservoir. J Magn Reson Series B. 108 (2), 103-113 (1995).
  35. Li, J. G., Graham, S. J., Henkelman, R. M. A flexible magnetization transfer line shape derived from tissue experimental data. Magn Reson Med. 37 (6), 866-871 (1997).
  36. Mangin, J. F., Poupon, C., Clark, C., Le Bihan, D., Bloch, I. Distortion correction and robust tensor estimation for MR diffusion imaging. Med Image Anal. 6 (3), 191-198 (2002).
  37. Moser, H. Duchenne muscular dystrophy: pathogenetic aspects and genetic prevention. Hum Genet. 66 (1), 17-40 (1984).
  38. van Essen, A. J., Busch, H. F., te Meerman, G. J., ten Kate, L. P. Birth and population prevalence of Duchenne muscular dystrophy in The Netherlands. Hum Genet. 88 (3), 258-266 (1992).
  39. Bendewald, M. J., Wetter, D. A., Li, X., Davis, M. P. Incidence of dermatomyositis and clinically amyopathic dermatomyositis: A population-based study in olmsted county, minnesota. Arch Dermatol. 146 (1), 26-30 (2010).
  40. Carlier, P. G. Global T2 versus water T2 in NMR imaging of fatty infiltrated muscles: different methodology, different information and different implications. Neuromuscul Disord. 24 (5), 390-392 (2014).
  41. Foley, J. M., Jayaraman, R. C., Prior, B. M., Pivarnik, J. M., Meyer, R. A. MR measurements of muscle damage and adaptation after eccentric exercise. J Appl Physiol. 87 (6), 2311-2318 (1999).
  42. Garrood, P., et al. MR imaging in Duchenne muscular dystrophy: quantification of T1-weighted signal, contrast uptake, and the effects of exercise. J Magn Reson Imaging. 30 (5), 1130-1138 (2009).
  43. Bratton, C. B., Hopkins, A. L., Weinberg, J. W. Nuclear magnetic resonance studies of living muscle. Science. 147, 738-739 (1965).
  44. Fleckenstein, J. L., Canby, R. C., Parkey, R. W., Peshock, R. M. Acute effects of exercise on MR imaging of skeletal muscle in normal volunteers. AJR Am J Roentgenol. 151 (2), 231-237 (1988).
  45. Williams, S., Heemskerk, A., Welch, E., Damon, B., Park, J. The quantitative effects of inclusion of fat on muscle diffusion tensor MRI measurements. J Magn Reson Imaging. 38 (5), 1292-1297 (2013).
  46. Hernando, D., et al. Removal of olefinic fat chemical shift artifact in diffusion MRI. Magn Reson Med. 65 (3), 692-701 (2011).
  47. Willcocks, R. J., et al. Longitudinal measurements of MRI-T2 in boys with Duchenne muscular dystrophy: effects of age and disease progression. Neuromuscul Disord. 24 (5), 393-401 (2014).
  48. Poon, C. S., Henkelman, R. M. Practical T2 quantitation for clinical applications. J Magn Reson Imaging. 2 (5), 541-553 (1992).
  49. Does, M. D., Gore, J. C. Complications of nonlinear echo time spacing for measurement of T2. NMR Biomed. 13 (1), 1-7 (2000).
  50. Poon, C. S., Henkelman, R. M. 180° refocusing pulses which are insensitive to static and radiofrequency field inhomogeneity. J Magn Reson. 99 (1), 45-55 (1992).
  51. Hollingsworth, K. G., de Sousa, P. L., Straub, V., Carlier, P. G. Towards harmonization of protocols for MRI outcome measures in skeletal muscle studies: consensus recommendations from two TREAT-NMD NMR workshops, 2 May 2010, Stockholm, Sweden, 1-2 October 2009, Paris, France. Neuromuscul Disord. 22, Suppl 2. S54-S67 (2010).
  52. Underhill, H. R., Rostomily, R. C., Mikheev, A. M., Yuan, C., Yarnykh, V. L. Fast bound pool fraction imaging of the in vivo rat brain: Association with myelin content and validation in the C6 glioma model. Neuroimage. 54 (3), 2052-2065 (2011).
  53. Smith, S. A., et al. Quantitative magnetization transfer characteristics of the human cervical spinal cord in vivo: application to adrenomyeloneuropathy. Magn Reson Med. 61 (1), 22-27 (2009).
  54. Li, K. D. R., Dortch, R. D., Gochberg, D. F., Smith, S. A., Damon, B. M., Park, J. H. Quantitative magnetization transfer with fat component in human muscles. Proc. 20th Ann Meeting ISMRM. , (2012).
  55. Damon, B. M. Effects of image noise in muscle diffusion tensor (DT)-MRI assessed using numerical simulations. Magn Reson Med. 60 (4), 934-944 (2008).
  56. Damon, B. M., Buck, A. K. W., Ding, Z. Diffusion-tensor MRI-based skeletal muscle fiber tracking. Imaging Med. 3 (6), 675-687 (2011).
  57. Froeling, M., Nederveen, A. J., Nicolay, K., Strijkers, G. J. DTI of human skeletal muscle: the effects of diffusion encoding parameters, signal-to-noise ratio and T2 on tensor indices and fiber tracts. NMR in Biomedicine. 26 (11), 1339-1352 (2013).
  58. Basser, P. J., Pajevic, S. Statistical artifacts in diffusion tensor MRI (DT-MRI) caused by background noise. Magn Reson Med. 44 (1), 41-50 (2000).
  59. Anderson, A. W. Theoretical analysis of the effects of noise on diffusion tensor imaging. Magn Reson Med. 46 (6), 1174-1188 (2001).
  60. Saupe, N., White, L. M., Stainsby, J., Tomlinson, G., Sussman, M. S. Diffusion tensor imaging and fiber tractography of skeletal muscle: optimization of B value for imaging at 1.5 T. AJR Am J Roentgenol. 192 (6), W282-W290 (2009).
  61. Levin, D. I., Gilles, B., Madler, B., Pai, D. K. Extracting skeletal muscle fiber fields from noisy diffusion tensor data. Med Image Anal. 15 (3), 340-353 (2011).
  62. Sinha, U., Sinha, S., Hodgson, J. A., Edgerton, R. V. Human soleus muscle architecture at different ankle joint angles from magnetic resonance diffusion tensor imaging. J Appl Physiol. 110 (3), 807-819 (2011).
  63. Jones, D. K., Cercignani, M. Twenty-five pitfalls in the analysis of diffusion MRI data. NMR Biomed. 23 (7), 803-820 (2010).
  64. Hamilton, G., et al. In vivo characterization of the liver fat 1H MR spectrum. NMR Biomed. 24 (7), 784-790 (2011).
  65. Hernando, D., Kellman, P., Haldar, J. P., Liang, Z. P. Robust water/fat separation in the presence of large field inhomogeneities using a graph cut algorithm. Magn Reson Med. 63 (1), 79-90 (2010).
  66. Hernando, D., Hines, C. D., Yu, H., Reeder, S. B. Addressing phase errors in fat-water imaging using a mixed magnitude/complex fitting method. Magn Reson Med. 67 (3), 638-644 (2012).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Herprints en machtigingen

Meer artikelen verkennen

Kwantitatieve MRIT1-relaxatieT2-relaxatiediffusietensorbeeldvormingmagnetisatieoverdrachtbeeldvormingvet-water MRIlocalisatiebeeldenveldmappinginteressegebied
Quantitative Magnetic Resonance Imaging van de skeletspieren Disease
Neem contact met ons op
Aanbevelen aan de bibliotheek

Privacy

Gebruiksvoorwaarden

Beleidsoverzicht

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Alle rechten voorbehouden.