Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Medicine
Click here for the English version

Medicine

Magnetisk resonansbilleddannelse af multipel sklerose ved 7.0 Tesla

Published: February 19, 2021 doi: 10.3791/62142
Automatic Translation
*1, *1, *2,3,4, 5, 6,7, 8, 1, 2,3, 4,9, 2,3,4, 1,2,8
1Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.), Max Delbrück Center for Molecular Medicine in the Helmholtz Association, 2Experimental and Clinical Research Center, Max Delbrueck Center for Molecular Medicine and Charité – Universitätsmedizin Berlin, corporate member of Freie Universität Berlin, Humboldt-Universität zu Berlin, and Berlin Institute of Health, 3NeuroCure Clinical Research Center, Charité – Universitätsmedizin Berlin, corporate member of Freie Universität Berlin, Humboldt-Universität zu Berlin, and Berlin Institute of Health, 4Department of Neurology, Charité – Universitätsmedizin Berlin, corporate member of Freie Universität Berlin, Humboldt-Universität zu Berlin, and Berlin Institute of Health, 5The Swedish National 7T Facility, Lund University Bioimaging Center, Lund University, 6Department of Radiography, Medical University of Lublin, 7ECOTECH-COMPLEX, Maria Curie-Skłodowska University, 8MRI.TOOLS GmbH, 9Berlin School of Mind and Brain, Humboldt-Universität zu Berlin
* These authors contributed equally

Summary

Her præsenterer vi en protokol til at erhverve magnetisk resonans (MR) billeder af multipel sklerose (MS) patient hjerner på 7,0 Tesla. Protokollen omfatter forberedelse af opsætningen, herunder radiofrekvensspoler, standardiserede interviewprocedurer med MS-patienter, emnepositionering i MR-scanneren og MR-dataindsamling.

Abstract

Det overordnede mål med denne artikel er at demonstrere en state-of-the-art ultrahøj felt (UHF) magnetisk resonans (MR) protokol af hjernen på 7,0 Tesla i multipel sklerose (MS) patienter. MS er en kronisk inflammatorisk, demyelitning, neurodegenerativ sygdom, der er karakteriseret ved hvide og grå stoflæsioner. Påvisning af rumligt ogtidsmæssigt formidlede T 2-hyperintense læsioner ved brug af MR ved 1,5 T og 3 T repræsenterer et afgørende diagnostisk værktøj i klinisk praksis til at etablere nøjagtig diagnose af MS baseret på den nuværende version af McDonald-kriterierne fra 2017. Differentieringen af MS læsioner fra hjernen hvide stof læsioner af anden oprindelse kan undertiden være udfordrende på grund af deres ligner morfologi ved lavere magnetfelt styrker (typisk 3 T). Ultrahøj felt MR (UHF-MR) nyder godt af øget signal-til-støj-forhold og forbedret rumlig opløsning, både nøglen til overlegen billeddannelse for mere præcise og endelige diagnoser af subtile læsioner. Derfor har MR-scanning ved 7.0 T vist opmuntrende resultater for at overvinde udfordringerne ved MS differentialdiagnose ved at levere MS-specifikke neuroimaging markører (f.eks central vene tegn, hypointense fælg strukturer og differentiering af MS grå stof læsioner). Disse markører og andre kan identificeres ved andre MR-kontraster end T1 og T2 (T2*, fase, diffusion) og væsentligt forbedre differentiering af MS læsioner fra dem, der forekommer i andre neuroinflammatoriske tilstande såsom neuromyelitis optica og Susac syndrom. I denne artikel beskriver vi vores nuværende tekniske tilgang til undersøgelse cerebral hvid og grå stof læsioner hos MS patienter på 7,0 T ved hjælp af forskellige MR erhvervelsesmetoder. Den opdaterede protokol omfatter udarbejdelse af MR-opsætningen, herunder radiofrekvensspoler, der er tilpasset UHF-MR, standardiserede screenings-, sikkerheds- og interviewprocedurer med MS-patienter, patientpositionering i MR-scanneren og erhvervelse af dedikerede hjernescanninger, der er skræddersyet til undersøgelse af MS.

Introduction

Multipel sklerose (MS) er den mest almindelige kroniske inflammatoriske og demyelilinerende sygdom i centralnervesystemet (CNS), der forårsager udtalt neurologisk handicap hos yngre voksne og fører til langvarig handicap1,2. Det patologiske kendetegn ved MS er ophobningen af demyelinerende læsioner, der forekommer i hjernens grå og hvide stof og også diffus neurodegeneration i hele hjernen, selv i normalt forekommende hvidt stof (NAWM)3,4. MS patologi tyder på, at betændelse driver vævsskade på alle stadier af sygdommen, selv i de progressive stadier af sygdommen5. De første kliniske manifestationer af MS ledsages almindeligvis af reversible episoder af neurologiske underskud og omtales som et klinisk isoleret syndrom (CIS), når det kun tyder på MS6,7. I mangel af en klar SNG bør der udvises forsigtighed ved at stille en MS-diagnose: Diagnosen skal bekræftes ved opfølgning, og indledning af langsigtede sygdomsmodificerende behandlinger bør udskydes, indtil yderligere beviser8.

Magnetisk resonansbilleddannelse (MRI) er et uundværligt værktøj til diagnosticering af MS og overvågning af sygdomsprogression9,10,11. MR ved magnetfelt styrker på 1,5 T og 3 T repræsenterer i øjeblikket et afgørende diagnostisk værktøj i klinisk praksis til at opdage spin-spin afslapning tid vægtet (T2)hyperintense læsioner og etablere præcis diagnose af MS baseret på den nuværende version af 2017 McDonald kriterier8. Diagnostiske kriterier for MS understreger behovet for at påvise udbredelse af læsioner i tid og rum og for at udelukke alternative diagnoser8,12. Kontrastforstærket MR er den eneste metode til vurdering af akut sygdom og akut inflammation8, men stigende bekymringer vedrørende potentiel langsigtet gadoliniumhjerneaflejring kan potentielt begrænse kontrastapplikationen som et vigtigt diagnostisk værktøj13,14,17. Derudover kan differentiering af MS læsioner fra hjernen hvide stof læsioner af anden oprindelse undertiden være udfordrende på grund af deres ligner morfologi ved lavere magnetfelt styrker.

Mens MR er helt sikkert det bedste diagnostiske værktøj for MS-patienter, MR undersøgelser og protokoller bør følge retningslinjerne for Magnetic Resonance Imaging i MS gruppe (MAGNIMS) i Europa18,19 eller konsortiet af multipel sklerose Centers (CMSC) i Nordamerika20 for diagnosticering, prognose og overvågning af MS patienter. Standardiserede kvalitetskontrolundersøgelser i overensstemmelse med de seneste retningslinjer på tværs af forskellige hospitaler og lande er også afgørende21.

MR-protokoller skræddersyet til MS diagnose og sygdom progression overvågning omfatter flere MR-kontraster, herunder kontrast styret af langsgående afslapning tid T1, spin-spin afslapning tid T2, den effektive spin-spin afslapning tid T2*, og diffusion vægtet billeddannelse (DWI)22. Harmoniseringsinitiativerne indeholdt konsensusrapporter for MRI i medlemsstaterne for at bevæge sig i retning af standardiserede protokoller , der letter klinisk oversættelse og sammenligning af data på tværs af websteder23,24,25. T2-vægtet billeddannelse er veletableret og anvendes ofte i klinisk praksis til identifikation af hvide stof (WM) læsioner, som er karakteriseret ved hyperintense udseende26,27. Wm-læsionbelastningen er et vigtigt diagnostisk kriterium for MS28, men korrelerer kun svagt med klinisk handicap på grund af dets manglende specificitet for læsionens sværhedsgrad og den underliggende patofysiologi26,27,29. Denne observation har udløst udforskninger i parametrisk kortlægning af den tværgående afslapningstid T2 30. T2*-vægtet billeddannelse er blevet stadig vigtigere i billeddannelse MS. Det centrale veneskilt i T2* vægtet MR anses for at være en specifik billedmarkør for MS-læsioner27,31,32,33. T2* er følsom over for jernaflejring34,35, som kan vedrøre sygdomsvarighed, aktivitet og sværhedsgrad36,37,38. T2* blev også rapporteret til at afspejle ændringer i hjernevæv hos patienter med mindre underskud og tidlig MS og kan derfor blive et redskab til at vurdere udviklingen af MS allerede på et tidligt stadium39,40.

Forbedringer i MR-teknologi lover bedre at identificere ændringer i CNS af MS-patienter og give klinikere en bedre guide til at øge nøjagtigheden og hastigheden af en MS diagnose11. Ultrahøjt felt (UHF, B0≥7.0 T) MR-scanning nyder godt af en stigning i signal-til-støj-forholdet (SNR), der kan investeres i forbedrede rumlige eller tidsmæssige opløsninger, begge nøglen til overlegen billeddannelse for mere præcise og endelige diagnoser41,42. Transmissionsfelt (B1+) inhomogeneiteter, der er en negativ egenskab ved den 1H-radiofrekvens, der anvendes ved ultrahøje magnetfelter43, ville drage fordel af multikanaltransmission ved hjælp af parallelle transmissionsspoler (pTx) RF-spoler og RF-pulsdesigntilgange, der forbedrer B1+ homogenitet og dermed letter ensartet dækning af hjernen44.

Med fremkomsten af 7,0 T MR har vi opnået mere indsigt i demyelinerende sygdomme som MS med hensyn til øget følsomhed og specificitet af læsiondetektering, identifikation af central veneskilt, leptomeningeal ekstraudstyr og endda med hensyn til metaboliske ændringer45. MS læsioner har længe været vist fra histopatologiske undersøgelser til at danne omkring vener og venule46. Den perivenøse fordeling af læsioner (central vene tegn) kan identificeres med T2* vægtet MRI46,47,48 ved 3,0 T eller 1,5 T, men kan bedst identificeres med UHF-MR ved 7,0 T49,50,51,52. Bortset fra det centrale venetegn har UHF-MR ved 7,0 T forbedret eller afdækket MS-specifikke markører som hypunktensekantstrukturer og differentiering af MS gråstoflæsioner53,54,55,56. En bedre afgrænsning af disse markører med UHF-MR lover at overvinde nogle af udfordringerne ved at differentiere MS læsioner fra dem, der forekommer i andre neuroinflammatoriske tilstande såsom Susac syndrom53 og neuromyelitis optica54, samtidig med at der identificeres almindelige patogenetiske mekanismer under andre forhold eller varianter af MS som Balós koncentriske sklerose57,58.

I erkendelse af uhf-MRI's udfordringer og muligheder for påvisning og differentiering af MS-læsioner beskriver denne artikel vores nuværende tekniske tilgang til at studere cerebrale hvide og grå stoflæsioner hos MS-patienter ved 7.0 T ved hjælp af forskellige billedteknikker. Den opdaterede protokol omfatter udarbejdelse af MR-opsætningen, herunder radiofrekvens (RF) spoler skræddersyet til UHF-MR, standardiseret screening, sikkerhed og interview procedurer med MS patienter, patient positionering i MR-scanneren og erhvervelse af hjernescanninger dedikeret til MS. Artiklen er beregnet til at guide billeddiagnostiske eksperter, grundlæggende forskere, kliniske forskere, translationelle forskere og teknologer med alle niveauer af erfaring og ekspertise lige fra praktikanter til avancerede brugere og applikationer eksperter inden for UHF-MR-scanning i MS patienter, med det ultimative mål at synergistisk forbinder teknologiudvikling og klinisk anvendelse på tværs af disciplinære domæner.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Denne protokol er til undersøgelser, der er godkendt af den etiske komité i Charité - Universitätsmedizin Berlin (godkendelsesnummer: EA1/222/17, 2018/01/08) og databeskyttelsesafdelingen og corporate governance i Charité - Universitätsmedizin Berlin. Der er indhentet informeret samtykke fra alle forsøgspersoner, inden de blev inkluderet i undersøgelsen.

1. Forsøgspersoner

BEMÆRK: Rekruttering af MS-patienter finder normalt sted på få dage op til nogle uger før MR-undersøgelserne kl. 7.0 T.

  1. Rekruttere MS-patienter af neurologer fra ambulatoriet på grundlag af inklusionskriterier (afhængigt af det neuroimmunologiske spørgsmål) og udelukkelseskriterier (herunder f.eks. implantabelt medicinsk udstyr såsom insulinpumper eller pacemakere eller graviditet).
  2. Under ambulant besøg skal ms-patienterne give ms-patienter en kort oversigt over MR-undersøgelsen kl. 7.0 T samt en forklaring på sikkerhedsforanstaltninger i forbindelse med en 7,0 T MR-undersøgelse.
    1. Selv om der bør træffes forebyggende foranstaltninger, især kl. 7.0 T,og der bør stilles en liste over kontraindikationer (f.eks. tabel 1)til rådighed for alle, bør de holde sig velinformerede om ny indsigt i sikkerhedshensyn og beslutningsprocesser, navnlig med den brede vifte af tilgængelige implantater, fra pålidelige litteraturkilder59,60,61,62,63 . International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) og Society for MR Radiographers, Technologists (SMRT) giver sikkerhedsvejledning vedrørende MR-sikkerhedsstrategier og standarder for implantater og enheder 64.
    2. Sammen med sundheds-, sikkerhedsmedarbejderen og sundhedspersonalet skal du være velinformeret om mulige farer, forholdsregler og løsninger, der er tilgængelige. Den type lokale RF spole, der anvendes til undersøgelse er en nøglefaktor, samt position og type afimplantatet 59.
    3. Lav en risikovurdering/ ydelsesvurdering, der er i overensstemmelse med lokale etiske overvejelser63 hos forsøgspersoner med implantater, enheder eller tatoveringer, og overvej de gevinster, der går tabt, når restriktionerne er for konservative.
  3. Give forsøgspersonerne en aftale til eksamen på 7,0 T MR-scanneren en uge før MR-undersøgelserne. Kontakt patienter med mobilitetsproblemer eller dem, der besøger fra en anden by tidligere end dette. Parallelt med tildeling af udnævnelse skal emnerne give emner vigtige oplysninger via elektronisk post: Dette omfatter informerede samtykkedokumenter og -formularer samt sikkerhedsoplysninger, herunder en liste over kontraindikationer (tabel 1). Dette tjener som forberedelse til den diskussion, der er beskrevet i trin 1.9 til 1.14.
  4. Når du har optaget emnet i UHF-MR-bygningen eller enheden og bekræftet identifikation, vurdere deres bevidsthed om de potentielle farer i forbindelse med UHF magnetfelter. Der er behov for særlig opmærksomhed i tilfælde af passivt ledende implantater og for implantabelt medicinsk udstyr (f.eks. pacemakere og insulinpumper).
  5. Anmodning om, at hvert emne udfylder en bekræftende formular med hensyn til sikkerhedskrav til at komme ind i 5 Gauss (0,5 mT) zone, som anses for at være det "sikre" niveau af statisk magnetfelt eksponering for offentligheden. Denne sikkerhedszone omkring omkredsen af MR-scannerens hovedmagnet er specificeret af den afstand, hvor det omstrejfende magnetfelt svarer til 5 Gauss. 5 Gauss-linjen er almindeligt fremhævet på gulvet. På grund af den lange rækkevidde af magnet stray felt af en passivt afskærmet 7,0 T MR-scanner i vores tilfælde, skal du bruge de ydre vægge i bygningen til at angive sikkerhedszonen i stedet for 5 Gauss linje.
    BEMÆRK: På det tidspunkt, hvor denne optagelse blev foretaget, var verden under coronapandemien i 2020, og hvert emne skulle følge de tilsvarende retningslinjer, der omfattede afstandsreglen på 1,5 m, mund- og næsebeskyttelse samt hånddesinfektion.
  6. Informere emner om tilgængeligheden af skabe tæt på indgangen til MR-bygningen, hvor de sikkert kan stable væk deres værdigenstande. Informere forsøgspersonerne om, at nogle af deres personlige ejendele (mekaniske ure, bankkort med magnetiske striber) udgør en potentiel sikkerhedsrisiko og / eller kan blive beskadiget, når tæt på magneterne efter en vis periode.
  7. Ledsage emnet til forberedelse værelse, hvor emnet vil blive undersøgt af lægen, neurolog eller undersøgelse sygeplejerske.
  8. Forespørgsel om sundhedstilstand og indtagelse af medicin. Dokument i formular til sagsrapport (CRF).
  9. Før alle efterforskningsmæssige foranstaltninger, forespørgsel om potentielle MR-kontraindikationer (graviditet, alle potentielle tidligere operationer med potentielle fremmedlegemer, tidligere skader med metalliske objekter, piercinger, tatoveringer, høreapparater, klaustrofobi, muskel- og skeletbesvær, passivt eller aktivt gennemføre implantater, herunder tandimplantater, medicinsk udstyr såsom tempo beslutningstagere og insulinpumper).
  10. Diskuter detaljer om baggrunden og målene for undersøgelsen (oplysninger sendt videre via e-mail). Hvis det er relevant, skal du give oplysninger om undersøgelseskilder (f.eks. om undersøgelsen er efterforskerinitieret, brancheinitieret eller branchesponsoreret). statslige institutionelle forbindelser og potentielle interessekonflikter. Emnet skal være i stand til at forstå formålet med undersøgelsen og dens konsekvenser. Forsøgspersonen har ret til at få adgang til sine egne data, hvis det ønskes. Et år efter undersøgelsens afslutning vil en rapport eller publikation være frit tilgængelig.
  11. Diskuter databeskyttelse og forsikringsrelaterede oplysninger. Alle data gennemgår pseudonymisering før undersøgelsens start. Registrer personlige emnedata (herunder navn, fødselsdato, adresser, kontaktnumre og pseudonymiserings-id) på en identifikationsliste i investigator-webstedsfilen (ISF) og lås op i et dedikeret kabinet.
    1. Opbevare data i en periode på højst 10 år. Kun autoriserede personer, der er defineret i undersøgelsens etiske godkendelse, har adgangskodebeskyttet adgang til dataene. Forsikringsrelaterede oplysninger omfatter ordninger for behandling og/eller erstatning i tilfælde af skade på grund af deltagelse i undersøgelsen. Disse oplysninger sendes videre via e-mail.
  12. Skitsere undersøgelsens medicinske parametermålinger (f.eks. blodtryk, hjerterate, kropsvægt, kropshøjde, kropstemperatur, graviditetstest i tilfælde af fødedygtige kvindelige forsøgspersoner). Disse oplysninger sendes også videre via e-mail.
  13. Omrid MR-scanningen. Informere hver emne om potentielle fordele, men også potentielle risici ved at gennemgå en MR-undersøgelse på UHF magnetfelt, før de kommer ind i MR-sikkerhedszonen. Disse oplysninger sendes også videre via e-mail.
  14. Sikre etisk integritet, attestere, at undersøgelsen er godkendt af den etiske komité og berolige patienterne med hensyn til studiedeltagelse. Informere forsøgspersonen om, at det er frivilligt at deltage i prøven, og at de altid til enhver tid kan afbryde prøven uden ekstra begrundelse eller negative konsekvenser.
  15. Få informeret samtykke, mundtligt såvel som skriftligt.
  16. Efter samtykke vil emnet blive tildelt et pseudonymiseret ID, og alle data vil blive registreret og gemt under dette pseudonym.

2. MR setup forberedelse

BEMÆRK: Følgende udføres, før emnet ankommer til UHF-MR-bygningen.

  1. Tænd MR-anskaffelsessoftwaren. Magneten er altid tændt.
    1. For nogle scannere (f.eks. Siemens MR-system, der bruges til at erhverve de repræsentative resultater i denne protokol) starter en switchboks i operatørrummet (Figur 1) MR-systemet (gradienter og software): Drej tasten med uret, tryk på den blå system på-knappen for at starte softwaren (syngo). Der vises et vindue på scanner-pc'en, der kræver adgangskodebekræftelse.
  2. Tilslut en RF-spole, der er dedikeret til at lede MR-scanning til MR-systemet. På en Siemens 7.0 T er dette typisk en 1-kanals cirkulær polariseret (CP) transmission (1 Tx (CP)), 24-kanals modtagelse (24Rx) RF spole (Figur 2) eller alternativt en 1Tx(CP)/32Rx RF spole. Disse RF spoler er tilsluttet via 4 stik til patientbordet (mærket X1 - X4).
    BEMÆRK: På et Philips- eller General Electric (GE) 7.0 T MR-system ville en typisk hovedspole være en 2Tx(CP)/32Rx RF-spole. Denne RF spole er tilsluttet via 3 stik og interface kasser til patienten bordet. Alle disse RF spoler kræver ikke patient specifik tuning og matching.
  3. Brug ørepropper i stedet for hovedtelefoner til små RF-spoler i stedet for hovedtelefoner som høreværn.
  4. Gør patientsengen klar. Har ørepropper, bløde puder, ben pude, tæppe og lagenlag let tilgængelige, i nærheden af MR-scanneren.
  5. Patientsengen skal være i den optrækkelige position klar til forsøgspersonen.

3. Forberedelse af emnet

  1. Guide emnet til omklædningsrummet og bede emnet om at skifte til scrubs. Der må kun bæres undertøj uden metal og fri for radiofrekvensidentifikationschips. Sørg endnu en gang for, at alle metalgenstande såsom briller, smykker, mobiltelefoner ikke kommer ind i 7.0 T MR-operatøren og scannerrummet.
  2. Gennemføre alle de forberedende foranstaltninger, der er nævnt i trin 1.11.
  3. Bed forsøgspersonerne om at tømme blæren før MR-målingerne. Udfør graviditetstest hos kvindelige forsøgspersoner i den fødedygtige alder.
  4. Ledsage den frivillige til 7,0 T MR scanner værelse via operatøren værelse. Før du går ind i 7.0 T MR-scannerrummet, skal du endnu en gang sikre dig, at der ikke er metalgenstande til stede.
  5. Gå langsomt til 7,0 T eksamensbordet. Passivt afskærmede magneter har en større størrelse af magnetkantfeltet end aktivt afskærmede. Små jernholdige genstande kan allerede opleve attraktive kræfter / drejningsmomenter ved døren til rummet, der indeholder en passivt afskærmet magnet.
  6. Bed emnet om at lægge sig på bordet og gøre dem så behagelige som muligt. Tilbyd små hoved- og armkomfortpuder samt benpude samt et tæppe for at undgå, at motivet bliver koldt.
  7. Tilslut en MR-sikker puls oximeter til emnet til at overvåge iltmætning (SpO2), pulsmålinger og vitale tegn fra motivet under MR-proceduren.
  8. Sørg for ørepropper og en håndholdt klemmekugle (alarm), der skal bruges under MR-undersøgelsen i tilfælde af en nødsituation. Bed motivet om at trykke på klemmekuglen for at bekræfte, at den fungerer korrekt.
  9. Instruer forsøgspersonen til at bevæge sig tættere på RF-hovedspolen (figur 2). Skift TX-delen og den øverste RX-spoledel af RF-spolen mod serviceafslutningen til positionering af motivets hoved (figur 2). Tænd isocenterpositionsenheden.
    1. I nogle MR-scannere (f.eks. Siemens og GE MR-systemer) skal du bruge en laser. Flyt emnetabellen meget langsomt, så laserpositionering er i fuld overensstemmelse med markørens kryds oven på RF-spolen. Gem denne position. Under laserpositionering skal du bede motivet om at lukke øjnene. Andre UHF-MR-leverandører har andre systemer til positionering. I alle tilfælde skal du sørge for, at mærket på RF-spolen er justeret til isocenterpositioneringsenheden.
  10. Sørg for, at hovedet er placeret omhyggeligt og sørg for, at motivet er behageligt.
  11. Flyt emnetabellen meget langsomt til MR-scannerens isocenter. Ved 7.0 T er det især vigtigt at flytte bordet langsomt for at undgå og reducere bivirkninger som metallisk smag, svimmelhed, svimmelhed, der er forårsaget af induktionsstrømme65,66,67. Du kan opfylde dette krav ved at justere hastighedsprofilen for tabelbevægelsen til B0*(grad(B0))af nogle leverandører. Det anbefales, at patientens bordbevægelse indstilles lavere end 0,66 T/s 67.
  12. Kommuniker med motivet, mens du kører bordet, og forklar, at eventuelle bivirkninger forsvinder, så snart bordet går i stå. Motivet kan stadig føle sig svimmel eller opleve en metallisk smag, når du flytter bordet mod midten af magneten. Det er vores erfaring, at disse virkninger er mindre og helt reversible67,68.
  13. Før du forlader scannerrummet, skal du sikre dig, at motivet er behageligt og villig til at starte med MR-undersøgelsen.
  14. Brug samtaleanlægget til at kontrollere korrekt kommunikation med motivet, når du har forladt scannerrummet. Faget kan til enhver tid kontakte studiepersonalet.
  15. Fortsæt med at overvåge forsøgspersonens tilstand og kontrollere, om emnet stadig er behageligt under hele undersøgelsen, herunder alle de næste trin indtil slutningen af undersøgelsen.

4. Dataindsamling

BEMÆRK: I det følgende kan nogle af henvisningerne til brugergrænsefladens handlinger eller specifikke scanningsprocedurer kun være gyldige for ét bestemt MR-system (7.0T Magnetom, Siemens healthineers, Erlangen, Tyskland). Kommandoerne og procedurerne varierer mellem leverandører og softwareversioner. Følgende protokol følger retningslinjerne for Magnetic Resonance Imaging i MS-gruppen (MAGNIMS) i Europa18,19 og konsortiet af multipel sklerosecentre (CMSC) i Nordamerika20 til diagnosticering, prognose og overvågning af MS-patienter.

  1. Angiv de krævede undersøgelses- og emneoplysninger (projektnummer, pseudonymiseret ID, fødselsdato, højde, vægt, emneposition (dvs. hovedkulds og liggende stilling), investigators navn). Trinnene varierer mellem 7,0 T MR-systemer fra forskellige leverandører. I alle tilfælde skal du sørge for, at den korrekte undersøgelsesprotokol er indlæst.
    1. For Siemens scannere skal du klikke på den øverste bjælke på displayet (Patient | Registrering) i syngo-softwaren. Indtast patientoplysninger, vælg studieprotokol og klik på Eksamen. Den valgte undersøgelsesprotokol indlæses, og undersøgelsesvinduet åbnes. I højre side af dette vindue vises eventuelle gemte billedsekvenser for den valgte studieprotokol.
  2. Kør billedsekvenser i den rækkefølge, der er angivet i den valgte undersøgelsesprotokol. Parametrene for disse billeddiagnostiske sekvenser bør planlægges forud for patientundersøgelser og gemmes i henhold til ovenstående CMSC- og MAGNIMS-retningslinjer fordiagnosen 18 samt prognose og overvågning af MS-patienter19.
  3. Justeringer og scout billeder
    1. Før dataindsamlingen af MS-undersøgelsen skal du udføre de nødvendige justeringer ved hjælp af lokaliseringssekvensen (også kaldet spejdersekvens). Dette er normalt en gradient echo (GRE) sekvens og indeholder de justeringsprotokoller, der skal udføres før scanning.
      BEMÆRK: Justeringer omfatter en korrektion (shimming) af det inhomogene statiske magnetfelt (B0). B0 inhomogeneiteter opstår på grund af den store magnet og på grund af modtageligheder i kroppen (f.eks luft, knogle, blod) og deres fordeling. Inhomogeneiteter udvider frekvensfordelingen af spins og kan også forårsage betydelig intravoxel dephasing; dette er ikke et problem i RF-refokuseret (spin-echo) sekvenser, men kan reducere signal amplitud betydeligt i de fleste af de følgende sekvenser, især T2* vægtede opkøb. Justeringer foretages automatisk på kliniske MR-scannere (enheder med feltstyrker B0≤7.0 T). På nogle scannere (f.eks. Siemens 7.0 T MR-scannere) startes justeringer normalt aktivt af operatøren. Du kan finde specifikke oplysninger om, hvordan du vælger og betjener sekvenser, i operatormanualen, der er specifik for systemkonfigurationen.
    2. Vælg lokaliseringsfunktionen. Markér sekvensen i højre side af vinduet på Siemens-scannere, og klik på venstre pil for at flytte sekvensen til venstre side af vinduet for at sætte den i kø i arbejdsprocessen. Sørg for, at alle kanaler er valgt til den anvendte RF-spole. Localizer-sekvensen er også vigtig for planlægningen af billedudsnitenes retning i de efterfølgende sekvenser. På dette tidspunkt er der ikke noget billede tilgængeligt, så justeringsvolumen kan ikke ændres.
    3. Kør justeringer efter behov for det specifikke MR-system (se betjeningsvejledningen). På Siemens scannere omfatter dette frekvens- og senderjusteringer for at indstille den grundlæggende frekvens og den spænding, der kræves for den anvendte RF-spole og forstærkereffekt, samt 3D-shimming for at korrigere inhomogeneiteten af det statiske magnetfelt (figur 3):
    4. Vælg indstillinger | Justeringer. Faner for Frekvens, Sender, 3D Shim og andre vises i vinduets nederste bjælke. Vælg Gå under Frekvens, indtil den grundlæggende frekvens er centreret, og Ja vises. Under Transmitter, indstille spændingen i henhold til RF spole og forstærker magt, der anvendes (for 24-kanal modtage Rx RF hovedspole vi beskæftiger 300 V) og Anvend.
    5. Vælg Målpunkt under 3D Shim, og når B0-kortet genereres, skal du trykke på Beregn for at hente shim-værdierne. Gentag frekvens og 3D Shim justeringer mindst to gange, indtil shim værdier er i overensstemmelse med den foregående. Tryk på Anvend og luk. På Philips- og GE 7.0 T-scannere skal du foretage justeringer i baggrunden før hver sekvens (der kræves feedback fra operatøren til justeringskontrol).
    6. Kør localizer-sekvensen i 3 retninger. Sekvensparametre: Anskaffelsestid (TA) = 160 ms. Da der endnu ikke foreligger noget billede, skal du indstille positionen ved isocenter, rotation = 0 °. Andre parametre: matrix = 256×256, FOV = 250 mm, skivetykkelse = 7,0 mm, skærgab = 7,0 mm (100 %), TR = 7,0 ms, TE = 3,03 ms, Gennemsnit (gns) = 1, Flip vinkel (FA) = 2 °, ingen fedt- eller vandundertrykkelse. Udsnitsgruppe 1 (sagittal orientering, fasekodningsretning A>P), Udsnitsgruppe 2 (tværgående retning, fasekodning (PE) retning A>P), Udsnitsgruppe 3 (koronarorientering, fasekodningsretning R>L). Tre skiver er erhvervet for alle udsnitsgrupper. På dette tidspunkt foretages der ingen ændringer i geometrien.
    7. Hent spejderbillederne.
    8. Bekræft, om justeringsenheden er angivet korrekt ved hjælp af MR-afbildningerne afalisering. Juster justeringsvolumenet med FOV og centralt justeret med motivets hoved. Hvis den ikke er justeret, skal du justere korrekt og udføre justeringerne igen.
    9. Vigtigt: Hver gang justeringsvolumen eller antallet af anvendte RF-kanaler ændres, skal du udføre justeringer igen.
      1. Undgå dette ved at kopiere justeringsvolumen fra den sidste lokaliseringsenhed, hvor justeringsvolumen var angivet korrekt: Vælg den sidste scanning med den korrekte justering, højreklik på Kopier parameter, og vælg Juster lydstyrke i det åbne vindue. Omstændigheder, hvor der er behov for yderligere justeringer, omfatter særlige billeddiagnostiske sekvenser, der kræver mere intensive shimmingteknikker (f.eks. ekkoplanarbilleddannelse (EPI)).
  4. Erhvervelse af dedikerede MR-billedsekvenser
    1. Der findes flere sekvenser med forskellige kontraster (T1, T2, T2*, fase, QSM, diffusion) til undersøgelse af MS-patologi (figur 11). De, der er bedst egnede til de kliniske behov eller forskningsspørgsmål, kan udvælges og organiseres inden for studieprotokoller om MR-systemet til brug under de specifikke relevante forskningsprojekter eller kliniske undersøgelser. Der findes flere praktiske vejledninger og anmeldelser til undersøgelse, påvisning og definition af multipel skleroselæsioner på MR-scanning 8,50,69. Hvert MR-system vil have forskellige operationelle procedurer og brugergrænseflade til erhvervelse af de dedikerede MR-sekvenser (figur 4). På Siemens-systemer kan du se listen over MR-metoder (sekvenser) til højre for hver studieprotokol og kø på sekvenslisten i undersøgelsesvinduet (til venstre). Nedenfor er nogle sekvenser, som vi anvender på en Siemens 7.0 T MR-scanner til at studere MS patologi. Når du planlægger sekvensplaceringer, skal du sørge for at gentage justeringer, hvis det er nødvendigt.
  5. Magnetisering forberedt - RApid Acquisition Gradient Echo (MPRAGE)
    1. MPRAGE er en T1-vægtet3D sagittal inversion opsving-forberedt forkælet-GRE sekvens for høj rumlig opløsning og T1-kontrast. Dens formål er typisk anatomisk, og det er nyttigt at vurdere volumentab i MS70. Det blev først anvendt hos MS-patienter for at forbedre påvisning af kontrastforbedrede læsioner (CELs)71. MPRAGE giver fremragende T1-afhængigekontrast mellem gråt stof (GM), hvidt stof (WM), og cerebrospinalvæske (CSF) selv uden kontrast agent72. I kombination med en T2-vægtetsekvens som FLAIR (se nedenfor), er det en meget anvendt T1-vægtetteknik i multimodal segmentering tilgange og voxel-baserede morfometri73. Kortikal MS-læsiondetektering og -klassificering ved hjælp af MPRAGE forbedres betydeligt ved hjælp af den bedre parallelle billedbehandlingsydeevne og den stigende SNR- og rumlige opløsning, der er tilgængelig på 7,0 T 74.
    2. Brug følgende MPRAGE-sekvensparametre: TA = 5 min 3 s, 3D-tilstand, isotropisk opløsning = [1,0×1,0×1,0]mm³, matrix = 256×256×256, FOV = 256 mm, sagittal orientering, PE retning A>P, skiver pr plade = 192, skivetykkelse = 1,0 mm, skær mellemrum = 0,5 mm, TR = 2300 ms, TE = 2,98 ms, avg = 1, sammenkædning = 1, intet filter, inversion opsving evolutionstid TI = 900 ms, FA = 5 °, ingen fedt eller vand undertrykkelse, base opløsning = 256, parallel billeddannelse med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 4A).
    3. Erhverve i sagittal orientering, som er i overensstemmelse med den interhemispheric revne. Da MPRAGE er en 3D-sekvens, kan billederne stadig registreres på baseline scanningen i slutningen af undersøgelsen.
  6. Magnetisering-forberedt 2 - Rapid Acquisition Gradient Echo (MP2RAGE)
    1. Dette er en T1-vægtet3D-sekvens med samtidig T1-kortlægning; en to inversion-kontrast magnetisering-forberedt hurtig gradient ekko sekvens for robust hvid stof læsion volumen målinger75. MP2RAGE-sekvensen producerer billeder med forskellige kontraster, f.eks. to gradient echo-billeder med forskellige inversionstider og flipvinkler, et T1w billede uden støjende baggrund og et T1-kort. Kvantitativ T1-kortlægning giver yderligere diagnostisk information hos MS-patienter for bedre at kunne diskriminere læsionundertyper og muliggøre hurtigere iscenesættelse af sygdomsaktivitet76. MP2RAGE viste sig for nylig at forbedre visualiseringen af subpiale intrakortikale læsioner (Figur 13A)77, som er forbundet med meningeal betændelse i MS78 og er stort set vanskelige at opdage selv med højere feltstyrker og avancerede metoder. Open source MP2RAGE-koden er tilgængelig fra udvikleren: https://:github.com/JosePMarques/MP2RAGE-related-scripts
    2. Brug følgende MP2RAGE-sekvensparametre: TA = 11 min 37 s, 3D-dimension, sagittal orientering, PE-retning A>P, rumlig opløsning = [1,01,0]mm², matrix = 256×256, FOV = 256 mm, FOV-fase = 93,75 %, plader = 1, skiver pr. plade = 176, skærtykkelse = 1,0 mm, skærgab = 0,5 mm, TR = 5000 ms, TE = 3,18 ms, gns = 1, sammenkædning = 1, TI 1 = 700 ms, TI 2 = 2500 ms, FA 1 = 4 °, FA 2 = 5°, ingen fedt- eller vandundertrykkelse, basisopløsning = 320, parallel billeddannelse med GRAPPA, AFPE = 3 (Figur 5).
    3. Kør MP2RAGE med samme retning og placering som MPRAGE.
  7. Fluid-svækket inversion Recovery (FLAIR)
    1. FLAIR er en 3D-sekvens, der bruger T2-vægtetvæske-svækket inversion opsving (FLAIR) med CSF signal undertrykkelse til at vurdere udbredelsen af nye MS læsioner over tid (på Siemens scannere det bruges sammen med SPACE (Sampling Perfection med Application-optimeret Kontraster ved hjælp af forskellige flip vinkel Evolutions, billedbehandling modul ). Fordelene ved denne sekvens omfatter høj isotropisk opløsning, lav SAR, parallel billeddannelse mulighed, CSF undertrykkelse og derfor bedre påvisning af læsioner på hjernen parenkymale grænser. FLAIR er særlig gavnligt at identificere kortikale læsioner (Figur 13B)79 og leptomeningeal ekstraudstyr (LME) postcontrast i MS hjerner80. Interessant nok var påvisning af LME hos MS-patienter på 1,5 T betydeligt højere, når du bruger FLAIR CUBE (billedbehandlingsmodul til GE MR-systemer) sammenlignet med FLAIR SPACE (Siemens)81. 3D FLAIR SPACE viste sig at være en attraktiv T2-vægtetsekvens, der supplerer ovenstående T1-vægtedeMP2RAGE-sekvens til seionsevisning hos MS-patienter76. Typisk er begge sekvenser co-registreret med tværsnit læsion segmentering at gøre fælles MS læsion kort82. For nylig identificerede FLAIR (på et 3,0 T Philips MR-system), at Patienter med Susac syndrom var betydeligt mere tilbøjelige til at være til stede med LME end MS-patienter83.
    2. Brug følgende FLAIR-sekvensparametre: TA = 6 min 16 s, 3D-model, sagittal orientering, PE-retning A>P, isotropisk opløsning = [0,8×0,8×0,8]mm³, matrix = 320×320×320, FOV = 256 mm, plader = 1, udsnit oversampling = 18,2 %, skiver pr. plade = 176, FOV-fase = 87,5 %, udsnitstykkelse = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TE = 398 ms, gns = 1, sammenkædninger = 1, rå og billedfilter, TI = 2150 ms, ingen fedt- eller vandundertrykkelse, accelerationsfaktor langs fasekodningsretningen AFPE = 4 (Figur 6).
    3. Kør sekvensen i sagittal retning, det samme som MPRAGE- og MP2RAGE-sekvenserne.
    4. Forøg FOV-fasen i sekvensparameterkortet til 100%, hvis næsen er uden for den gule ramme. Dette ændrer TA til 6 min 56 s.
  8. Multi-Echo Hurtig lav vinkel skud (FLASH-ME)
    1. FLASH-ME er en 2D T2*-vægtet GRE sekvens erhverve flere ekkoer med forskellige ekko gange. En lignende sekvens blev brugt tidligere på 7,0 T som et kvantitativt redskab til at estimere T2* afslapning satser, at studere mønstre cytoarchitectural organisation i hele cortex i sundhedskontrol 84. For nylig blev kvantitativ T2*-kortlægning brugt til at studere kortikale vævsintegritet hos MS-patienter, og kognitiv svækkelse viste sig at korrelere med T2* stigning, uafhængig af kortikal tykkelse eller tilstedeværelse af læsioner85. Når du kun bruger den længste ekkotid, bruges sekvensen til at afgrænse MS-hvide stoflæsioner, der er centreret omkring et lille venøst fartøj (centralt venetegn, figur 12), især dem, der er tæt på hjertekamrene (Figur 14a)42,55.
    2. Brug følgende FLASH-ME-sekvensparametre: TA = 12 min 10 s, 2D-tilstand, tværgående retning, i planopløsning = [0,47×0,47]mm², matrix = 512×512, FOV = 238 mm, skiver = 52, udsnitstykkelse = 2,0 mm, ingen skivegab, PE-retning R>L, TR = 1820 ms, TE1-8 = 4,08 ms, 7,14 ms, 10,20 ms, 13,26 ms, 16,32 ms, 19,37 ms, 22,43 ms, 25,49 ms (sørg for, at forøgelsen i ekkotiden er et multiplum af fedtvandsskiftet på 3,5 ppm), avg = 1, sammenkædning = 1, FA = 35 °, ingen fedtundertrykkelse (Figur 7).
    3. Brug 3D MPRAGE og koronar, tværgående Localizer billeder til at planlægge geometrien af 2D FLASH-ME scanning.
    4. Juster FOV og skiver således, at hele hovedet er i midten (se ovenfor).
    5. Flyt og vip 2D FLASH-ME FOV ved hjælp af zoom- og panoreringsværktøjet på de sagittale MPRAGE-billeder, så FOV's nedre grænse (gul ramme) er i overensstemmelse med den nedre corpus callosumlinje (subcallosalplan).
    6. Flyt hele stakken efter kantulation, således at det øverste lag slutter med kraniet calotte. Stakken dækker ikke hele hjernen. Større stakke øge måletiden og indføre nasal-aural hulrum magnetisk modtagelighed artefakter.
    7. Rediger justeringsvolumen, hvis den ikke længere er justeret med geometrivolumenet. Gentag om nødvendigt justeringerne (se ovenfor).
  9. Modtagelighed Vægtet Imaging (SWI)
    1. For SWI skal du bruge størrelsesorden og fasedata for en fuldt flowkompenseret 3D T2*-vægtet GRE-sekvens. For at øge følsomhedskontrasten genereres vægtning af masker fra fasedata og multipliceres med størrelsesordenbilleder i SWI86. SWI øger kontrasten mellem vener og omgivende væv87, og identificerer også jernaflejring hos MS-patienter88. En aflejring af jernbelastede makrofager forekommer i kanterne af kronisk demyelineret MS læsioner89, og dette præsenterer som en hyperintense signal ved læsionen grænsen på fase billeder89,90 og et nedsat signal (hypointense fælg) på T2*-vægtede billeder efterbehandlet ved hjælp af SWI in vivo og post mortem91 ( Figur14b ). 3D-kodning muliggør kortere TR'er og lavere flipvinkler, hvilket muliggør hele hjernedækning, reducerer anskaffelsestiden og sænker følsomheden over for B1+ feltforstyrrelser92. Parallel billeddannelse reducerer også anskaffelsestiden. generaliseret autokalibrerende delvis parallel erhvervelse (GRAPPA) parallel billeddannelse rekonstruerer størrelsesorden og fase billeder for hver kanal og kombinerer dem til at generere de endelige billeder93,94.
    2. Brug følgende SWI-sekvensparametre: TA = 9 min 26 s, 2D-tilstand, rumlig opløsning: [0,30,3]mm², matrix = 768×768, FOV læsning = 256 mm, FOV fase = 68,75 %, plader = 1, skiver pr plade = 120, skive tykkelse = 1,0 mm, skive mellemrum = 0,2 mm, stærk tværgående orientering, PE retning R>L, TR = 30 ms, TE = 15,3 ms, avg = 1, sammenkædninger = 1, FA = 30 °, ingen fedt- eller vandundertrykkelse, basisopløsning = 768, faseopløsning = 100 %, udsnitsopløsning = 100 %, fase delvis Fourier = 6/8, skær delvis Fourier = 6/8, parallel billeddannelse med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 8).
    3. Erhverve i tværgående orientering og ikke indføre nogen kantulation, da dette gør efterbehandling vanskeligere.
    4. Skift skivepladen i kranieretningen, så den øverste kant flugter med kraniekalotte. Fortræng pladen i ventral eller dorsal retning, så hjernen er helt midt i FOV.
  10. Kortlægning af kvantitativ modtagelighed (QSM)
    1. For QSM skal du bruge en 2D T2*-vægtet GRE-sekvens (der anvender seks ekkotider med flowkompensation for det første ekko). QSM er en efterfølger til SWI og ideen bag det er at give en voxel-by-voxel skøn over følsomhed distribution95. QSM gør brug af fasebilleder og genererer en 3D-følsomhedsfordeling. Voxel intensiteten er lineært proportional med den tilsyneladende magnetiske modtagelighed af det underliggende væv. Når du studerer MS patologi, QSM giver vigtige oplysninger om væv sammensætning og mikrostruktur såsom myelin indhold i hvidt stof og jern deposition i gråt stof95. De forskellige MS patofysiologiske processer, der bidrager til MR-målbare signalændringer, er komplekse, således at en kombination af forskellige MR-metoder er gavnlig: Mens QSM er mere følsom over for MS-relaterede vævsændringer, viser den også en additiv effekt af jernakkumulering og demyelination (begge fremmer magnetisk modtagelighed), dette er i modsætning til T2* kortlægning, hvor begge patofysiologiske processer i MS vil udøve modsatrettede virkninger: demyelination øger T2* sats, mens jernaflejring falder T2*96. QSM præcist løser den magnetiske modtagelighed rumlige mønster i forhold til fase billeder og dermed skildrer både faste og rand mønstre af modtagelighed mere præcist og pålideligt97. Ved at kombinere T2 *-vægtede billeder med SWI og QSM er det også muligt at studere ændringer i jernindholdet i læsioner under sygdomsprogression i MS: mens ikke-jernbelastede læsioner er hyperintense i alle sekvenser, er jernbelastede læsioner hypunktense i T2 * og SWI, men ikke QSM 98.
    2. Brug følgende QSM-sekvensparametre: TA = 7 min 43 s, 2D-tilstand, plader = 1, PE retning A>P, i planopløsning = [0,49×0,49]mm², matrix = 448×448, FOV læsning = 220 mm, FOV fase = 90,6 %, skiver pr plade = 96, skive tykkelse = 1,0 mm, skive oversampling = 8,3 %, TR = 36 ms, TE1-6 = 6,15 ms, 11,22 ms, 16,32 ms, 21,42 ms, 26,52 ms, 31,62 ms, avg = 1, sammenkædning = 1, billedfilter, FA = 30 °, ingen fedt- eller vandundertrykkelse, basisopløsning = 448, fase delvis Fourier = 6/8, skær delvis Fourier = 6/8, parallel billedbehandling med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 9).
    3. Flyt og vip FOV ved hjælp af zoom- og panoreringsværktøjet på de sagittale MPRAGE-billeder, så FOV'ens nedre grænse (gul ramme) er i overensstemmelse med den nedre corpus callosumlinje (subcallosalplan).
    4. Flyt skivestakken cranially, så det øverste lag er justeret med kraniet calotte.
  11. Diffusionsvægtet Echo-Planar Imaging (DW-EPI)
    1. Til DW-billeddannelse skal du bruge en 2D EPI-sekvens med 64 forskellige diffusionskodningsretninger ved b-værdi b = 0 s/mm2 og b = 1000 s/mm2. DW imaging registrerer diskrete ændringer i væv mikrostruktur, herunder diffus neurodegeneration og demyelination i NAWM i det tidlige stadium MS, der ofte savnes på konventionelle MRI99,100. Tidligere diffusionsundersøgelser i MS rapporterede øget gennemsnitlig diffusitet hos kortikale læsioner101. En nyere undersøgelse på 7,0 T afslørede lignende resultater, men også en lavere intracellulær volumenfraktion i det tidlige stadium MS; det intracellulære rum blev adskilt fra den isotropiske volumenfraktion (ødem eller CSF) og ekstracellulær plads ved at montere en tre-rums vævsmodel på DW-billederne 102. En reduktion i intracellulær volumenfraktion blev ikke kun rapporteret i kortikale og WM læsioner, men også i NAWM, sammenlignet med WM af kontrol102. I WM-læsioner blev det reducerede intracellulære rum ledsaget af øget middeldiffektivitet og fraktioneret anisotropi, hvilket indikerer demyelination og axonal tab102. DW-EPI er ofte forbundet med geometriske forvrængninger, der vises som strakte eller komprimerede pixel i det erhvervede billede. For at kompensere for dette er der indført omvendte fasegradientmetoder, hvor den samme skive erhverves to gange ved hjælp af modsat fasekodning (PE) polariteter 103,104. De modsatte rumlige forvrængningsmønstre kan justeres, og billederne kombineres ved hjælp af registreringsværktøjer. For distortion korrektion, er det samme billede erhvervet med en omvendt PE retning, men uden diffusion vægtning, dermed en reduktion i erhvervelse tid.
    2. Brug følgende DW-EPI-sekvensparametre: TA = 14 min 02 s, 2D-dimension, tværgående retning, A>P PE-retning, rumlig opløsning = [1.951,95]mm², matrix = 256×256, FOV-læsning = 500 mm, skiver = 30, FOV-fase = 100,0 %, skivetykkelse = 2,0 mm, skærgab = 2,0 mm, TR = 12000 ms, TE = 115 ms, gns = 1, sammenkædning = 1, fedtundertrykkelse, basisopløsning = 256, faseopløsning = 100 %, fase delvis Fourier = 6/8, parallel billeddannelse med GRAPPA, AFPE = 3, diffusionstilstand = MDDW, 2 diffusionsvægtninger: b-værdi 1 = 0 s/mm², b-værdi 2 = 1000 s/mm², diffusionsretninger = 64 (Figur 10).
    3. Erhverve i tværgående orientering og ikke indføre nogen kantulation, da dette gør efterbehandling vanskeligere.
    4. Flyt FOV' en, så den øverste linje i lagblokken flugter med kraniets calotte. Skift dorsoventrally, så hjernen er præcis i midten af FOV.
    5. Anskrul sekvensen i to omvendte polariteter i fasekodningsretningen (PE) for at annullere forvrængningsgenstande under efterbehandlingen. Hvis du vil køre den omvendte polaritetssekvens, skal du gentage 2D EPI-sekvensen igen og nu vælge versionen af sekvensen med PE-retningen i P>A. Ændrede sekvensparametre: TA = 1 min 14 s, P>A PE-retning, 1 diffusionsvægtning: b-værdi = 0 s/mm².
    6. Kør denne sekvens med samme retning og placering som den forrige 2D EPI-sekvens.
    7. Bekræft, at fasekodningsretningen er angivet til P>A under parameterfanen Routine. Hvis ikke, skal du ændre ved at indtaste 180°.
    8. Så snart den sidste sekvens er færdig og rekonstrueret, er MR-scanningen klar.
    9. Dokumenter alle erhvervede sekvenser og deres tilknyttede beskrivelser i CRF.

5. Afslutning af MR-undersøgelsen

  1. Gå ind i MR-scannerrummet, og flyt emnetabellen langsomt væk fra isocentret.
  2. Vurder motivets tilstand, og forespørg om eventuelle bivirkninger før, under eller efter målingerne. Forespørgsel specifikt om svimmelhed, lys blinker, følelse af varme eller kulde, generelle ubehag, muskeltrækninger, metallisk smag, eller andre effekter.
  3. Dokumentere alle observationer (herunder bivirkninger) i CRF.
  4. Efter en afsluttende høring, er emnet ledsaget til omklædningsrummet, derefter til skabet for at afhente værdigenstande gemt der og derefter til udgangen af bygningen. Som sikkerhedsforanstaltning altid ledsage besøgende emner.
  5. Arkiver alle skriftlige dokumenter (CRF, emne-id-liste, studiesamtykkeformularer) i investigator-webstedsmappen og lås på et sikkert sted. Opbevaringsperioden er mindst 10 år.

6. Sikkerhedskopiering af data

BEMÆRK: Hvert MR-center følger sine egne retningslinjer for at gemme og sikkert sikkerhedskopiere MR-data. Digitale MR-data skal gemmes på en server, der er beskyttet med adgangskode. Nedenstående procedure er typisk for et Siemens 7,0 T MR-system.

  1. Vælg deltager-id-nummeret i patientbrowseren, og vælg Overfør.
  2. Vælg Eksporter til offline, og angiv stien til en lokal mappe (f.eks.
  3. Kontroller, om processen er afsluttet (fra Overfør | Status for lokalt job).
  4. Vælg Avanceret bruger (Ctrl+Esc), og lås op ved at angive administrativ adgangskode.
  5. Når Avanceret bruger er aktiveret, skal du gå til Windows Stifinder (Ctrl+Esc).
  6. Flyt Dicom-dataene fra den lokale mappe til en sikker Dicom-datastudiemappe på den adgangskodebeskyttede server.

7. Systemnedlukning

  1. Luk systemet ned i overensstemmelse med systemets krav. For Siemens scannere skal du bruge den øverste bjælke i syngosoftwaren til at lukke softwaren. Sluk først for MR-systemet (blå knap på Siemens-scannere), når softwaren er lukket ned. Drej nøglen til venstre.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 26-årig kvinde diagnosticeret med tilbagefald remitterende MS (RRMS) blev undersøgt på 7,0 T ved hjælp af ovenstående protokoller (Figur 11). Nogle forvrængninger i B1+ profilen kan observeres i MR-billederne. Dette forventes, når man flytter til højere resonansfrekvenser43; de kortere bølgelængder øger destruktiv og konstruktiv interferens105,106. For at erhverve MR-billederne (Figur 11, Figur 12, Figur 13, Figur 14) brugte vi en enkelt kanal transmitterevolumenspole på et Siemens 7.0 T MR-system, hvor en manuel justering af fase og amplitud ikke var mulig for at udligne B1+ inhomogeneiteterne. Multitransmissionsteknologier giver de grader af frihed til parallel transmission, der er nødvendige for dynamisk at modulere B1+ feltfordelingen44. Mens B1+ mønsteret ikke kan ændres for et enkelt transmissionselement i en given spole, kan de elektromagnetiske egenskaber i det omgivende miljø ændres, som det er blevet vist med dielektrisk polstring fyldt med vand107 eller calcium titanat suspensioner108 anvendes på 7,0 T. Geometrisk skræddersyede dielektriske puder har vist sig at være effektive til billeddannelse hjernen 109, 110 og især det indre øre111, et udfordrende sted at billedet på grund af inhomogeneities fra modtagelighed forskelle mellem indre øre væsker og knogle.

Vist i figur 11 er sagittal og tværgående syn på patientens hjerne ved hjælp af forskellige protokoller giver forskellige kontraster. Fire og et halvt år før 7,0 T MR-undersøgelsen præsenterede patienten diplopi og sløret syn. Diagnosen blev oprindeligt etableret, baseret på 2017 McDonald-kriterierne8 på grund af periventricular, juxtacortical og infratentorial MR-læsionfordeling og baseret på forekomsten af både gadoliniumforbedrende og ikke-forstærkende læsioner ved 3,0 T. CSF-fund var inden for normale grænser. Medicin med natalizumab (NTZ) blev efterfølgende indledt. MS-diagnosen blev efterfølgende udfordret på grund af en stigning i T2 læsioner og flere kliniske tilbagefald med ufuldstændig remission på trods af den meget effektive NTZ-behandling. 7,0 T MRI støttede imidlertid MS-diagnosen ved at afsløre det centrale vennetegn i de fleste periventricular og juxtacortical læsioner (Figur 12). MS-diagnosen blev yderligere bekræftet af kortikale patologi (figur 13) og hypunktense randstrukturer omkring en delmængde af T2 hyperintense læsioner (Figur 14). Den diagnostiske revurdering omfattede også en søgning efter andre autoimmune, smitsomme og metaboliske lidelser, men afslørede ikke yderligere unormale resultater. Til sidst blev patienten testet positiv for antistoffer mod NTZ, hvilket indikerer antistofmedieret neutralisering og forklarer den utilstrækkelige behandlingsrespons mod NTZ 112. Derfor blev der ved denne patient konkluderet en MS-diagnose, der ikke reagerede på NTZ-behandling. Medicin blev skiftet fra NTZ til Ocrelizumab, og patienten har været tilbagefaldsfri i de efterfølgende faser.

Figure 1
Figur 1. Skift boks af Siemens MR-scanner Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2. Tilslutning af en dedikeret RF-spole til MR-systemet. (a) Transmit (Tx), 24- eller 32-kanals (Rx) radiofrekvenshovedspole, der er skræddersyet til hjernens MRI ved 7.0 T (b) Instruer motivet til at bevæge sig tættere på RF-hovedspolen og placere motivets hoved over den nederste RX-spole og under den øverste RX-spole (venstre panel). Flyt derefter TX-delen af RF-hovedspolen over RX-spolen (nederst til højre). Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3. Løbende justeringer (Siemens system). (a) Grundlæggende frekvensjustering,b) Justering af senderspænding,c) Generering af B0 Kort og 3D-shimming. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4. MR-sekvensplanlægning på 7,0 T MR-systemer fra forskellige leverandører. a) Siemens,b) Philips ogc) General Electric. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 5
Figur 5. Planlægning af 3D MP2RAGE-billedsekvens Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 6
Figur 6. Planlægning af 3D SPACE-FLAIR billedsekvens Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 7
Figur 7. Planlægning 2D FLASH-ME billedsekvens Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 8
Figur 8. Planlægning 3D modtagelighed vægtet billeddiagnosticering Se her for at se en større version af dette tal.

Figure 9
Figur 9. Planlægning af QSM-FC Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 10
Figur 10. Planlægning diffusion-vægtet ekko-planar imaging sekvens Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 11
Figur 11. Repræsentative resultater af høj opløsning hjerne MRI af en RRMS patient Øverste panel fra venstre mod højre: (a) sagittal visning af en T1w 3D inversion opsving-forberedt forkælet-GRE sekvens (MPRAGE), (b) tværgående visning af T1w 3D MPRAGE, (c) tværgående visning af T2* w 2D FLASH sekvens med multi-echo udlæsning (FLASH-ME), (d) tværgående visning af en T2 w væske-svækket inversion opsving ved hjælp af prøveudtagning perfektion med applikationsoptimerede kontraster ved hjælp af forskellige flip vinkel evolutioner (SPACE-FLAIR), (e)tværgående opfattelse af flow kompenseret kvantitativ modtagelighed kortlægning (QSM-FC). Nederste panel fra venstre mod højre: (f) sagittal visning af en T1w 3D magnetiseringsforberedt hurtig gradient ekkosekvens (MP2RAGE), (g)tværgående visning af T1w 3D MP2RAGE, (h) tværgående visning af 3D modtagelighed vægtet billedbehandling (SWI) ved hjælp af størrelsesorden og fase data af en fuldt flow-kompenseret GE sekvens, (i) kombineret fraktioneret anisotropi kort og retningsbestemt kort over en ekko-planar diffusion-vægtet billedsekvens (2D EPI), (j) tværgående visning af T2*w 2D gradient ekkobilleddannelse med flowkompensation (GRE-FC). Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 12
Figur 12. Repræsentative ms-læsioner af hvidt stof med centralt venetegn (a og b) Tværgående visning af T2*w 2D FLASH-sekvens med multi-ekko udlæsning (FLASH-ME) afslører meget MS-specifikke centrale venetegn (rød pil) inden for eksemplariske periventrikulære læsioner, (c) en højre-hemisfærisk thalamisk læsion (d) og en parietal juxtacortical læsion, der underbygger patientens MS-diagnose. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 13
Figur 13. Repræsentativ kortikale MS læsion. (a) Sagittal visning af en T1w 3D magnetiseringsforberedt hurtig gradient echo sekvens (MP2RAGE) afgrænses subpial kortikale læsion (røde pilehoveder) inden parietal cortex (b) med tilsvarende hyperintensitet i tværgående visning af en T2w væske-svækket inversion opsving (SPACE-FLAIR), der angiver forekomsten af kortikale MS patologi i tilbagefald-remitterende MS patient. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 14
Figur 14. Repræsentative hypunktense rand strukturer. (a) Tværgående visning af T2* w 2D FLASH sekvens med multi-echo udlæsning (FLASH-ME) afslører en ægformet periventricular MS læsion, og (b) tværgående visning af 3D modtagelighed vægtet billeddannelse (SWI) afgrænser en hypunktense rand struktur omkring læsionen, tyder jern-laden makrofager at være til stede som en potentiel surrogat for MS læsion aktivitet. Klik her for at se en større version af dette tal.

Metalimplantater (kan fungere som følge af magnetfelter eller forårsage personskade)
Elektroniske apparater, f.eks. pacemakere, hjertestartere, insulinpumpe, nervestimulatorer
Aneurisme og hæemostmatiske klip, protese hjerteklapper
Cochlear, otologiske implantater
Udstyr til infusion af lægemidler
Dyb hjernestimulering elektroder
Bly elektrokardiogram ledninger
Andre kontraindikationer (risiko for forbrændinger i huden, hævelse eller beskadigelse via magnetfelteffekter)
Nogle medicin patches
Metalliske fremmedlegemer, f.eks. granatsplinter eller andre små metalfragmenter i øjet
Nogle tatovering og kosmetik (permanent makeup)
Body piercing smykker
Graviditet (mulige negative biologiske virkninger ved magnetfelter)
Kendt klaustrofobi

Tabel 1. Vigtigste kontraindikationer af en MR-undersøgelse. De mest almindelige kontraindikationer er metalliske implantater. Implantater bliver mere og mere MR-sikre (MR-betingede), men er fortsat et stort problem.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Protokollen præsenteres her beskriver en række MR-scanninger med forskellige kontraster, der typisk anvendes ved undersøgelse ms patienter på 7,0 T. Sammen med nye teknologiske udviklinger, de giver grundlag for udforskninger i mere avancerede applikationer i metaboliske eller funktionelle billeddannelse.

Bortset fra hjernelæsioner påvirker læsioner i rygmarven ofte MS-patienter, der forårsager motorisk, sensorisk og autonom dysfunktion. Men rygmarvsscanning, især på 7,0 T, er teknisk udfordrende113. Yderligere udviklinger inden for parallel transmission og parallel billeddannelse er berettiget til at overvinde forhindringerne for forvrængede B1-feltprofiler 114.

Målet med denne protokol er at formidle og synergistisk forbinde teknologiudvikling og klinisk anvendelse på tværs af disciplinære områder. Bortset fra de forventede forbedringer i rumlig og tidsmæssig opløsning omfatter mulighederne fra de skiftende fysiske egenskaber ved højere magnetfelter bedre kontraster i modtagelighedsvægtet billeddannelse (SWI) og fasekontrastteknikker115samt billeddannelse af X-kerner som natrium116,117 og fluor118,119,120 for en mere dybdegående vurdering af patologien samt terapeutisk overvågning.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Der er ingen konkurrerende finansielle interesser, der skal erklæres.

Acknowledgments

Dette projekt (T.N.) har delvist modtaget støtte fra Det Europæiske Forskningsråd (ERC) under EU's Horisont 2020-forsknings- og innovationsprogram i henhold til tilskudsaftale nr. 743077 (ThermalMR). Forfatterne ønsker at takke holdene på Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.), Max Delbrueck Center for Molecular Medicine i Helmholtz Association, Berlin, Tyskland; på Sveriges nationale 7T-facilitet, Lund University Bioimaging Center, Lund Universitet, Lund, Sverige og på ECOTECH-COMPLEX, Maria Curie-Skłodowska University, Lublin, Polen for teknisk og anden bistand.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
7T TX/RX 24 Ch Head Coil Nova Medical, Inc., Wilmington, USA NM008-24-7S-013 1-channel circular polarized (CP) transmit (Tx), 24-channel receive (Rx) RF head coil
Magnetom 7T System Siemens Healthineers, Erlangen, Germany MRB1076 7.0 T whole body research scanner
syngoMR B17 Software Siemens Healthineers, Erlangen, Germany B17A image processing software for the Magnetom 7T system

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Filippi, M., et al. Multiple sclerosis. Nature Reviews Disease Primers. 4 (1), 43 (2018).
  2. Krieger, S. C., Cook, K., De Nino, S., Fletcher, M. The topographical model of multiple sclerosis: A dynamic visualization of disease course. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (5), 279 (2016).
  3. Kutzelnigg, A., et al. Cortical demyelination and diffuse white matter injury in multiple sclerosis. Brain. 128 (11), 2705-2712 (2005).
  4. Kuchling, J., Paul, F. Visualizing the Central Nervous System: Imaging Tools for Multiple Sclerosis and Neuromyelitis Optica Spectrum Disorders. Frontiers in Neurology. 11, 450 (2020).
  5. Lassmann, H. Multiple Sclerosis Pathology. Cold Spring Harbor Perspectives in Medicine. 8 (3), (2018).
  6. Miller, D. H., Chard, D. T., Ciccarelli, O. Clinically isolated syndromes. The Lancet Neurology. 11 (2), 157-169 (2012).
  7. van der Vuurst de Vries, R. M., et al. Application of the 2017 Revised McDonald Criteria for Multiple Sclerosis to Patients With a Typical Clinically Isolated Syndrome. JAMA Neurologyogy. 75 (11), 1392-1398 (2018).
  8. Thompson, A. J., et al. Diagnosis of multiple sclerosis: 2017 revisions of the McDonald criteria. The Lancet Neurology. 17 (2), 162-173 (2018).
  9. Filippi, M., Preziosa, P., Rocca, M. A. Multiple sclerosis. Handbook of Clinical Neurology. 135, 399-423 (2016).
  10. Rovira, A., de Stefano, N. MRI monitoring of spinal cord changes in patients with multiple sclerosis. Current Opinion in Neurology. 29 (4), 445-452 (2016).
  11. Filippi, M., et al. Assessment of lesions on magnetic resonance imaging in multiple sclerosis: practical guidelines. Brain. , (2019).
  12. Kuhle, J., et al. Conversion from clinically isolated syndrome to multiple sclerosis: a large multicentre study. Multiple Sclerosis Journal. 21 (8), 1013-1024 (2015).
  13. El-Khatib, A. H., et al. Gadolinium in human brain sections and colocalization with other elements. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 6 (1), 515 (2019).
  14. McDonald, R. J., et al. Intracranial Gadolinium Deposition after Contrast-enhanced MR Imaging. Radiology. 275 (3), 772-782 (2015).
  15. McDonald, R. J., et al. Gadolinium Deposition in Human Brain Tissues after Contrast-enhanced MR Imaging in Adult Patients without Intracranial Abnormalities. Radiology. 285 (2), 546-554 (2017).
  16. Schlemm, L., et al. Gadopentetate but not gadobutrol accumulates in the dentate nucleus of multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis. 23 (7), 963-972 (2017).
  17. Boyken, J., Niendorf, T., Flemming, B., Seeliger, E. Gadolinium Deposition in the Brain after Contrast-enhanced MRI: Are the Data Valid. Radiology. 288 (2), 630-632 (2018).
  18. Rovira, Àal, et al. MAGNIMS consensus guidelines on the use of MRI in multiple sclerosis-clinical implementation in the diagnostic process. Nature Reviews Neurology. 11, 471 (2015).
  19. Wattjes, M. P., et al. MAGNIMS consensus guidelines on the use of MRI in multiple sclerosis-establishing disease prognosis and monitoring patients. Nature Reviews Neurology. 11 (10), 597-606 (2015).
  20. Traboulsee, A., et al. Revised Recommendations of the Consortium of MS Centers Task Force for a Standardized MRI Protocol and Clinical Guidelines for the Diagnosis and Follow-Up of Multiple Sclerosis. American Journal of Neuroradiology. 37 (3), 394-401 (2016).
  21. Sąsiadek, M., et al. Recommendations of the Polish Medical Society of Radiology and the Polish Society of Neurology for the routinely used magnetic resonance imaging protocol in patients with multiple sclerosis. Polish Journal of Radiology. 85, 272-276 (2020).
  22. Maranzano, J., et al. Comparison of multiple sclerosis cortical lesion types detected by multicontrast 3T and 7T MRI. American Journal of Neuroradiology. 40 (7), 1162-1169 (2019).
  23. Arevalo, O., Riascos, R., Rabiei, P., Kamali, A., Nelson, F. Standardizing Magnetic Resonance Imaging Protocols, Requisitions, and Reports in Multiple Sclerosis: An Update for Radiologist Based on 2017 Magnetic Resonance Imaging in Multiple Sclerosis and 2018 Consortium of Multiple Sclerosis Centers Consensus Guidelines. Journal of Computer Assisted Tomography. 43 (1), 1-12 (2019).
  24. Schmierer, K., et al. Towards a standard MRI protocol for multiple sclerosis across the UK. The British Journal of Radiology. 92 (1101), 20180926 (2019).
  25. Pereira, D. J., et al. Consensus Recommendations of the Multiple Sclerosis Study Group and the Portuguese Neuroradiological Society for the Use of Magnetic Resonance Imaging in Multiple Sclerosis in Clinical Practice: Part 2. Acta Médica Portuguesa. 33 (1), 66-75 (2020).
  26. Zivadinov, R., Bakshi, R. Role of MRI in multiple sclerosis I: inflammation and lesions. Front Biosci. 9 (665), 28 (2004).
  27. Hemond, C. C., Bakshi, R. Magnetic resonance imaging in multiple sclerosis. Cold Spring Harbor Perspectives in Medicine. 8 (5), 028969 (2018).
  28. Thompson, A. J., et al. Diagnosis of multiple sclerosis: 2017 revisions of the McDonald criteria. The Lancet Neurology. 17 (2), 162-173 (2018).
  29. Neema, M., et al. T1-and T2-based MRI measures of diffuse gray matter and white matter damage in patients with multiple sclerosis. Journal of Neuroimaging. 17, 16-21 (2007).
  30. Shepherd, T. M., et al. New rapid, accurate T(2) quantification detects pathology in normal-appearing brain regions of relapsing-remitting MS patients. NeuroImage. Clinical. 14 (2), 363-370 (2017).
  31. Tallantyre, E. C., et al. A comparison of 3T and 7T in the detection of small parenchymal veins within MS lesions. Investigative Radiology. 44 (9), 491-494 (2009).
  32. Geraldes, R., et al. The current role of MRI in differentiating multiple sclerosis from its imaging mimics. Nature Reviews Neurology. 14 (4), 199 (2018).
  33. Sinnecker, T., et al. Evaluation of the Central Vein Sign as a Diagnostic Imaging Biomarker in Multiple Sclerosis. JAMA Neurology. 76 (12), 1446-1456 (2019).
  34. Bagnato, F., et al. Untangling the R2* contrast in multiple sclerosis: a combined MRI-histology study at 7.0 Tesla. Public Library of Science one. 13 (3), (2018).
  35. Walsh, A. J., et al. Multiple sclerosis: validation of MR imaging for quantification and detection of iron. Radiology. 267 (2), 531-542 (2013).
  36. Bozin, I., et al. Magnetic resonance phase alterations in multiple sclerosis patients with short and long disease duration. Public Library of Science one. 10 (7), 0128386 (2015).
  37. Ropele, S., et al. Determinants of iron accumulation in deep grey matter of multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis Journal. 20 (13), 1692-1698 (2014).
  38. Walsh, A. J., et al. Longitudinal MR imaging of iron in multiple sclerosis: an imaging marker of disease. Radiology. 270 (1), 186-196 (2014).
  39. Blazejewska, A. I., et al. Increase in the iron content of the substantia nigra and red nucleus in multiple sclerosis and clinically isolated syndrome: a 7 Tesla MRI study. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 41 (4), 1065-1070 (2015).
  40. Bonnier, G., et al. Advanced MRI unravels the nature of tissue alterations in early multiple sclerosis. Annals of Clinical and Translational Neurology. 1 (6), 423-432 (2014).
  41. Niendorf, T., Barth, M., Kober, F., Trattnig, S. From ultrahigh to extreme field magnetic resonance: where physics, biology and medicine meet. MAGMA. 29 (3), 309-311 (2016).
  42. Sinnecker, T., et al. Ultrahigh field MRI in clinical neuroimmunology: a potential contribution to improved diagnostics and personalised disease management. EPMA. 6 (1), 16 (2015).
  43. Vaughan, J. T., et al. 7T vs. 4T: RF power, homogeneity, and signal-to-noise comparison in head images. Magnetic Resonance in Medicine. 46 (1), 24-30 (2001).
  44. Padormo, F., Beqiri, A., Hajnal, J. V., Malik, S. J. Parallel transmission for ultrahigh-field imaging. NMR in Biomedicine. 29 (9), 1145-1161 (2016).
  45. Bruschi, N., Boffa, G., Inglese, M. Ultra-high-field 7-T MRI in multiple sclerosis and other demyelinating diseases: from pathology to clinical practice. European Radiology Experimental. 4 (1), 59 (2020).
  46. Sati, P., et al. The central vein sign and its clinical evaluation for the diagnosis of multiple sclerosis: a consensus statement from the North American Imaging in Multiple Sclerosis Cooperative. Nature Reviews Neurology. 12 (12), 714-722 (2016).
  47. Tan, I. L., et al. MR venography of multiple sclerosis. American Journal of Neuroradiology. 21 (6), 1039-1042 (2000).
  48. Maggi, P., et al. The formation of inflammatory demyelinated lesions in cerebral white matter. Annals of Neurology. 76 (4), 594-608 (2014).
  49. Tallantyre, E. C., et al. A comparison of 3T and 7T in the detection of small parenchymal veins within MS lesions. Investigative Radiology. 44 (9), 491-494 (2009).
  50. Filippi, M., et al. Assessment of lesions on magnetic resonance imaging in multiple sclerosis: practical guidelines. Brain. 142 (7), 1858-1875 (2019).
  51. Muller, K., et al. Detailing intra-lesional venous lumen shrinking in multiple sclerosis investigated by sFLAIR MRI at 7-T. Journal of Neurology. , (2014).
  52. Sinnecker, T., et al. Periventricular venous density in multiple sclerosis is inversely associated with T2 lesion count: a 7 Tesla MRI study. Multiple Sclerosis. 19 (3), 316-325 (2013).
  53. Wuerfel, J., et al. Lesion morphology at 7 Tesla MRI differentiates Susac syndrome from multiple sclerosis. Multiple Sclerosis. 18 (11), 1592-1599 (2012).
  54. Sinnecker, T., et al. Distinct lesion morphology at 7-T MRI differentiates neuromyelitis optica from multiple sclerosis. Neurology. 79 (7), 708-714 (2012).
  55. Kuchling, J., et al. Identical lesion morphology in primary progressive and relapsing-remitting MS--an ultrahigh field MRI study. Multiple Sclerosis. 20 (14), 1866-1871 (2014).
  56. Sinnecker, T., et al. Multiple sclerosis lesions and irreversible brain tissue damage: a comparative ultrahigh-field strength magnetic resonance imaging study. Archives of Neurology. 69 (6), 739-745 (2012).
  57. Behrens, J. R., et al. 7 Tesla MRI of Balo's concentric sclerosis versus multiple sclerosis lesions. Annals of Clinical and Translational Neurology. 5 (8), 900-912 (2018).
  58. Blaabjerg, M., et al. Widespread inflammation in CLIPPERS syndrome indicated by autopsy and ultra-high-field 7T MRI. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (3), 226 (2016).
  59. Noureddine, Y., et al. Experience with magnetic resonance imaging of human subjects with passive implants and tattoos at 7 T: a retrospective study. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 28 (6), 577-590 (2015).
  60. Kraff, O., Quick, H. H. 7T: Physics, safety, and potential clinical applications. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (6), 1573-1589 (2017).
  61. Hoff, M. N., et al. Safety Considerations of 7-T MRI in Clinical Practice. Radiology. 292 (3), 509-518 (2019).
  62. Kraff, O., Quick, H. H. Sicherheit von Implantaten im Hochfeld- und Ultrahochfeld-MRT. Der Radiologe. 59 (10), 898-905 (2019).
  63. Fagan, A. J., et al. 7T MR Safety. Journal of Magnetic Resonance Imaging. , (2020).
  64. Technologists. MR Safety Guidance, Documents and Links: MR Safety Strategies to Help You Stay Current with MR Safety Standards. , Available from: https://www.ismrm.org/mr-safety-links/mr-safety-resources-page/ (2020).
  65. Versluis, M. J., et al. Subject tolerance of 7 T MRI examinations. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 38 (3), 722-725 (2013).
  66. Theysohn, J. M., et al. Subjective acceptance of 7 Tesla MRI for human imaging. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 21 (1-2), 63 (2008).
  67. Klix, S., et al. On the Subjective Acceptance during Cardiovascular Magnetic Resonance Imaging at 7.0 Tesla. PLoS One. 10 (1), 0117095 (2015).
  68. Rauschenberg, J., et al. Multicenter study of subjective acceptance during magnetic resonance imaging at 7 and 9.4 T. Investigative Radiology. 49 (5), 249-259 (2014).
  69. Zurawski, J., Lassmann, H., Bakshi, R. Use of Magnetic Resonance Imaging to Visualize Leptomeningeal Inflammation in Patients With Multiple Sclerosis: A Review. JAMA Neurologyogy. 74 (1), 100-109 (2017).
  70. Radue, E. -W., et al. Correlation between brain volume loss and clinical and MRI outcomes in multiple sclerosis. Neurology. 84 (8), 784-793 (2015).
  71. Filippi, M., et al. A high-resolution three-dimensional T1-weighted gradient echo sequence improves the detection of disease activity in multiple sclerosis. Annals of Neurology. 40 (6), 901-907 (1996).
  72. Mugler, J. P., Brookeman, J. R. Three-dimensional magnetization-prepared rapid gradient-echo imaging (3D MP RAGE). Magnetic Resonance in Medicine. 15 (1), 152-157 (1990).
  73. Lindig, T., et al. Evaluation of multimodal segmentation based on 3D T1-, T2- and FLAIR-weighted images - the difficulty of choosing. NeuroImage. 170, 210-221 (2018).
  74. Nelson, F., Poonawalla, A., Hou, P., Wolinsky, J. S., Narayana, P. A. 3D MPRAGE improves classification of cortical lesions in multiple sclerosis. Multiple sclerosis. 14 (9), Houndmills, Basingstoke, England. 1214-1219 (2008).
  75. Marques, J. P., et al. MP2RAGE, a self bias-field corrected sequence for improved segmentation and T1-mapping at high field. NeuroImage. 49 (2), 1271-1281 (2010).
  76. Kober, T., et al. MP2RAGE Multiple Sclerosis Magnetic Resonance Imaging at 3 T. Investigative Radiology. 47 (6), 346-352 (2012).
  77. Beck, E. S., et al. Improved Visualization of Cortical Lesions in Multiple Sclerosis Using 7T MP2RAGE. American Journal of Neuroradiology. 39 (3), 459-466 (2018).
  78. Bø, L., Vedeler, C. A., Nyland, H. I., Trapp, B. D., Mørk, S. J. Subpial Demyelination in the Cerebral Cortex of Multiple Sclerosis Patients. Journal of Neuropathology, Experimental Neurology. 62 (7), 723-732 (2003).
  79. Kilsdonk, I. D., et al. Increased cortical grey matter lesion detection in multiple sclerosis with 7 T MRI: a post-mortem verification study. Brain. 139 (5), 1472-1481 (2016).
  80. Absinta, M., et al. Gadolinium-based MRI characterization of leptomeningeal inflammation in multiple sclerosis. Neurology. 85 (1), 18-28 (2015).
  81. Titelbaum, D. S., et al. Leptomeningeal Enhancement on 3D-FLAIR MRI in Multiple Sclerosis: Systematic Observations in Clinical Practice. Journal of Neuroimaging. 30 (6), 917-929 (2020).
  82. Schmidt, P., et al. Automated segmentation of changes in FLAIR-hyperintense white matter lesions in multiple sclerosis on serial magnetic resonance imaging. NeuroImage: Clinical. 23, 101849 (2019).
  83. Coulette, S., et al. Diagnosis and Prediction of Relapses in Susac Syndrome: A New Use for MR Postcontrast FLAIR Leptomeningeal Enhancement. American Journal of Neuroradiology. 40 (7), 1184-1190 (2019).
  84. Cohen-Adad, J., et al. T2* mapping and B0 orientation-dependence at 7T reveal cyto- and myeloarchitecture organization of the human cortex. NeuroImage. 60 (2), 1006-1014 (2012).
  85. Louapre, C., et al. The association between intra- and juxta-cortical pathology and cognitive impairment in multiple sclerosis by quantitative T2* mapping at 7T MRI. NeuroImage: Clinical. 12, 879-886 (2016).
  86. Liu, S., et al. Susceptibility-weighted imaging: current status and future directions. NMR in Biomedicine. 30 (4), 3552 (2017).
  87. Haacke, E. M., Xu, Y., Cheng, Y. C., Reichenbach, J. R. Susceptibility weighted imaging (SWI). Magnetic Resonance in Medicine. 52 (3), 612-618 (2004).
  88. Haacke, E. M., et al. Characterizing iron deposition in multiple sclerosis lesions using susceptibility weighted imaging. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 29 (3), 537-544 (2009).
  89. Pitt, D., et al. Imaging Cortical Lesions in Multiple Sclerosis With Ultra-High-Field Magnetic Resonance Imaging. Archives of Neurology. 67 (7), 812-818 (2010).
  90. Li, X., et al. Magnetic susceptibility contrast variations in multiple sclerosis lesions. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 43 (2), 463-473 (2016).
  91. Dal-Bianco, A., et al. Slow expansion of multiple sclerosis iron rim lesions: pathology and 7 T magnetic resonance imaging. Acta Neuropathologica. 133 (1), 25-42 (2017).
  92. Sati, P. Diagnosis of multiple sclerosis through the lens of ultra-high-field MRI. Journal of Magnetic Resonance. 291, 101-109 (2018).
  93. Griswold, M. A., et al. Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA). Magnetic Resonance in Medicine. 47 (6), 1202-1210 (2002).
  94. Hammond, K. E., et al. Development of a robust method for generating 7.0 T multichannel phase images of the brain with application to normal volunteers and patients with neurological diseases. NeuroImage. 39 (4), 1682-1692 (2008).
  95. Haacke, E. M., et al. Quantitative susceptibility mapping: current status and future directions. Magnetic Resonance Imaging. 33 (1), 1-25 (2015).
  96. Langkammer, C., et al. Quantitative susceptibility mapping in multiple sclerosis. Radiology. 267 (2), 551-559 (2013).
  97. Eskreis-Winkler, S., et al. Multiple sclerosis lesion geometry in quantitative susceptibility mapping (QSM) and phase imaging. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 42 (1), 224-229 (2015).
  98. Chawla, S., et al. Longitudinal study of multiple sclerosis lesions using ultra-high field (7T) multiparametric MR imaging. PLOS ONE. 13 (9), 0202918 (2018).
  99. Kolasinski, J., et al. A combined post-mortem magnetic resonance imaging and quantitative histological study of multiple sclerosis pathology. Brain. 135 (10), 2938-2951 (2012).
  100. De Santis, S., et al. Evidence of early microstructural white matter abnormalities in multiple sclerosis from multi-shell diffusion MRI. NeuroImage: Clinical. 22, 101699 (2019).
  101. Filippi, M., et al. Microstructural magnetic resonance imaging of cortical lesions in multiple sclerosis. Multiple Sclerosis. 19 (4), 418-426 (2013).
  102. Granberg, T., et al. In vivo characterization of cortical and white matter neuroaxonal pathology in early multiple sclerosis. Brain: a Journal of Neurology. 140 (11), 2912-2926 (2017).
  103. Holland, D., Kuperman, J. M., Dale, A. M. Efficient correction of inhomogeneous static magnetic field-induced distortion in Echo Planar Imaging. NeuroImage. 50 (1), 175-183 (2010).
  104. In, M. -H., Posnansky, O., Beall, E. B., Lowe, M. J., Speck, O. Distortion correction in EPI using an extended PSF method with a reversed phase gradient approach. PloS one. 10 (2), 0116320 (2015).
  105. Van de Moortele, P. F., et al. B(1) destructive interferences and spatial phase patterns at 7 T with a head transceiver array coil. Magnetic Resonance in Medicine. 54 (6), 1503-1518 (2005).
  106. Collins, C. M., Liu, W., Schreiber, W., Yang, Q. X., Smith, M. B. Central brightening due to constructive interference with, without, and despite dielectric resonance. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 21 (2), 192-196 (2005).
  107. Yang, Q. X., et al. Manipulation of image intensity distribution at 7.0 T: passive RF shimming and focusing with dielectric materials. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 24 (1), 197-202 (2006).
  108. Teeuwisse, W. M., Brink, W. M., Webb, A. G. Quantitative assessment of the effects of high-permittivity pads in 7 Tesla MRI of the brain. Magnetic Resonance in Medicine. 67 (5), 1285-1293 (2012).
  109. van Gemert, J., Brink, W., Webb, A., Remis, R. High-permittivity pad design tool for 7T neuroimaging and 3T body imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 81 (5), 3370-3378 (2019).
  110. Vaidya, M. V., et al. Improved detection of fMRI activation in the cerebellum at 7T with dielectric pads extending the imaging region of a commercial head coil. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 48 (2), 431-440 (2018).
  111. Brink, W. M., vander Jagt, A. M., Versluis, M. J., Verbist, B. M., Webb, A. G. High permittivity dielectric pads improve high spatial resolution magnetic resonance imaging of the inner ear at 7 T. Investigative Radiology. 49 (5), 271-277 (2014).
  112. Lundkvist, M., et al. Characterization of anti-natalizumab antibodies in multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis. 19 (6), 757-764 (2013).
  113. Moccia, M., et al. Advances in spinal cord imaging in multiple sclerosis. Therapeutic Advances in Neurological Disorders. 12, 1756286419840593 (2019).
  114. Zhao, W., et al. Nineteen-channel receive array and four-channel transmit array coil for cervical spinal cord imaging at 7T. Magnetic Resonance in Medicine. 72 (1), 291-300 (2014).
  115. Sinnecker, T., et al. MRI phase changes in multiple sclerosis vs neuromyelitis optica lesions at 7T. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (4), 259 (2016).
  116. Wenz, D., et al. Millimeter spatial resolution in vivo sodium MRI of the human eye at 7 T using a dedicated radiofrequency transceiver array. Magnetic Resonance in Medicine. 80 (2), 672-684 (2018).
  117. Huhn, K., Engelhorn, T., Linker, R. A., Nagel, A. M. Potential of Sodium MRI as a Biomarker for Neurodegeneration and Neuroinflammation in Multiple Sclerosis. Frontiers in Neurology. 10 (84), (2019).
  118. Bolo, N. R., et al. Brain Pharmacokinetics and Tissue Distribution In Vivo of Fluvoxamine and Fluoxetine by Fluorine Magnetic Resonance Spectroscopy. Neuropsychopharmacology. 23 (4), 428-438 (2000).
  119. Ji, Y., et al. Eight-channel transceiver RF coil array tailored for 1H/19F MR of the human knee and fluorinated drugs at 7.0 T. NMR in Biomedicine. 28 (6), 726-737 (2015).
  120. Starke, L., Pohlmann, A., Prinz, C., Niendorf, T., Waiczies, S. Performance of compressed sensing for fluorine-19 magnetic resonance imaging at low signal-to-noise ratio conditions. Magnetic Resonance in Medicine. , 1-17 (2019).

Tags

Medicin udgave 168
Magnetisk resonansbilleddannelse af multipel sklerose ved 7.0 Tesla
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Waiczies, S., Els, A., Kuchling, J., … More

Waiczies, S., Els, A., Kuchling, J., Markenroth Bloch, K., Pankowska, A., Waiczies, H., Herrmann, C., Chien, C., Finke, C., Paul, F., Niendorf, T. Magnetic Resonance Imaging of Multiple Sclerosis at 7.0 Tesla. J. Vis. Exp. (168), e62142, doi:10.3791/62142 (2021).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter