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Medicine

Risonanza Magnetica della Sclerosi Multipla a 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

Qui, presentiamo un protocollo per acquisire immagini di risonanza magnetica (MR) del cervello dei pazienti con sclerosi multipla (SM) a 7.0 Tesla. Il protocollo include la preparazione del setup, comprese le bobine a radiofrequenza, le procedure di intervista standardizzate con i pazienti con SM, il posizionamento del soggetto nello scanner MR e l'acquisizione dei dati MR.

Abstract

L'obiettivo generale di questo articolo è dimostrare un protocollo di risonanza magnetica (MR) ad altissimo campo (UHF) all'avanguardia del cervello a 7,0 Tesla nei pazienti con sclerosi multipla (SM). La SM è una malattia infiammatoria cronica, demielinante e neurodegenerativa caratterizzata da lesioni della sostanza bianca e grigia. Il rilevamento di lesioni T 2-iperintensi disseminate spazialmente e temporalmente mediante l'uso della risonanza magnetica a 1,5 T e 3 T rappresenta uno strumento diagnostico cruciale nella pratica clinica per stabilire una diagnosi accurata della SM basata sulla versione attuale dei criteri McDonald del 2017. Tuttavia, la differenziazione delle lesioni della SM dalle lesioni della sostanza bianca cerebrale di altre origini può talvolta essere difficile a causa della loro morfologia simile a forze di campo magnetico inferiori (tipicamente 3 T). Ultrahigh field MR (UHF-MR) beneficia di un maggiore rapporto segnale-rumore e di una migliore risoluzione spaziale, entrambi fondamentali per immagini superiori per diagnosi più accurate e definitive di lesioni sottili. Pertanto, la risonanza magnetica a 7,0 T ha mostrato risultati incoraggianti per superare le sfide della diagnosi differenziale della SM fornendo marcatori di neuroimaging specifici per la SM (ad esempio, segno della vena centrale, strutture del bordo ipointense e differenziazione delle lesioni della materia grigia della SM). Questi marcatori e altri possono essere identificati da altri contrasti MR diversi da T1 e T2 (T2*, fase, diffusione) e migliorare sostanzialmente la differenziazione delle lesioni della SM da quelle che si verificano in altre condizioni neuroinfiammatorie come la neuromielite ottica e la sindrome di Susac. In questo articolo, descriviamo il nostro attuale approccio tecnico per studiare le lesioni cerebrali della sostanza bianca e grigia nei pazienti con SM a 7,0 T utilizzando diversi metodi di acquisizione MR. Il protocollo aggiornato include la preparazione della configurazione MR che include le bobine a radiofrequenza personalizzate per UHF-MR, lo screening standardizzato, le procedure di sicurezza e intervista con i pazienti con SM, il posizionamento del paziente nello scanner MR e l'acquisizione di scansioni cerebrali dedicate su misura per l'esame della SM.

Introduction

La sclerosi multipla (SM) è la più comune malattia infiammatoria cronica e demielinante del sistema nervoso centrale (SNC) che causa una pronunciata disabilità neurologica nei giovani adulti e porta alla disabilità a lungo termine1,2. Il segno patologico della SM è l'accumulo di lesioni demielinanti che si verificano nella sostanza grigia e bianca del cervello e anche la neurodegenerazione diffusa in tutto il cervello, anche nella sostanza bianca dall'aspetto normale (NAWM)3,4. La patologia della SM suggerisce che l'infiammazione guida la lesione tissutale in tutte le fasi della malattia, anche durante le fasi progressive della malattia5. Le prime manifestazioni cliniche della SM sono comunemente accompagnate da episodi reversibili di deficit neurologici e indicate come sindrome clinicamente isolata (CIS), quando solo suggestiva di MS6,7. In assenza di una CIS chiara, si deve usare cautela nel fare una diagnosi di SM: la diagnosi deve essere confermata dal follow-up e l'inizio di terapie modificanti la malattia a lungo termine deve essere posticipato, in attesa di ulteriori evidenze8.

La risonanza magnetica (MRI) è uno strumento indispensabile nella diagnosi della SM e nel monitoraggio della progressione della malattia9,10,11. La risonanza magnetica a intensità di campo magnetico di 1,5 T e 3 T rappresenta attualmente uno strumento diagnostico cruciale nella pratica clinica per rilevare le lesioni iperintense del tempo di rilassamento spin-spin (T2)e stabilire una diagnosi accurata della SM basata sulla versione attuale dei criteri McDonald8del 2017. I criteri diagnostici per la SM sottolineano la necessità di dimostrare la diffusione delle lesioni nello spazio e nel tempo e di escludere diagnosi alternative8,12. La risonanza magnetica potenziata con contrasto è l'unico metodo per valutare la malattia acuta e l'infiammazione acuta8,ma le crescenti preoccupazioni riguardanti la potenziale deposizione cerebrale di gadolinio a lungo termine potrebbero potenzialmente limitare l'applicazione del contrasto come importante strumento diagnostico13,14,17. Inoltre, la differenziazione delle lesioni della SM dalle lesioni della sostanza bianca cerebrale di altre origini può talvolta essere difficile a causa della loro morfologia simile a forze di campo magnetico inferiori.

Mentre la risonanza magnetica è certamente il miglior strumento diagnostico per i pazienti con SM, gli esami e i protocolli mr mr dovrebbero seguire le linee guida del gruppo di risonanza magnetica nella SM (MAGNIMS) in Europa18,19 o del Consorzio dei centri di sclerosi multipla (CMSC) in Nord America20 per la diagnosi, la prognosi e il monitoraggio dei pazienti con SM. Anche gli studi di controllo della qualità standardizzati in conformità con le ultime linee guida in diversi ospedali e paesi sono cruciali21.

I protocolli di risonanza magnetica su misura per la diagnosi di SM e il monitoraggio della progressione della malattia comprendono contrasti MRI multipli tra cui il contrasto governato dal tempo di rilassamento longitudinale T1,il tempo di rilassamento spin-spin T2, il tempo di rilassamento spin-spin efficace T2* e l'imaging ponderato per diffusione (DWI)22. Le iniziative di armonizzazione hanno fornito rapporti di consenso per la risonanza magnetica nella SM per passare a protocolli standardizzati che facilitano la traduzione clinica e il confronto dei dati tra i siti23,24,25. L'imaging ponderato T2è ben consolidato e frequentemente utilizzato nella pratica clinica per l'identificazione delle lesioni della sostanza bianca (WM), che sono caratterizzate da aspetto iperintenso26,27. Pur essendo un importante criterio diagnostico per MS28, il carico di lesioni WM è correlato solo debolmente con la disabilità clinica, a causa della sua mancanza di specificità per la gravità della lesione e la fisiopatologia sottostante26,27,29. Questa osservazione ha innescato esplorazioni nella mappatura parametrica del tempo di rilassamento trasversale T2 30. L'imaging ponderato T2* è diventato sempre più importante nell'imaging della SM. Il segno della vena centrale nella risonanza magnetica ponderata T2* è considerato un marcatore di imaging specifico per le lesioni della SM27,31,32,33. T2* è sensibile alla deposizione di ferro34,35, che può riguardare la durata della malattia, l'attività e la gravità36,37,38. T2* è stato anche segnalato per riflettere i cambiamenti del tessuto cerebrale in pazienti con deficit minori e SM precoce, e quindi può diventare uno strumento per valutare lo sviluppo della SM già in una fase iniziale39,40.

I miglioramenti nella tecnologia MRI promettono di identificare meglio i cambiamenti nel SNC dei pazienti con SM e di fornire ai medici una guida migliore per migliorare l'accuratezza e la velocità di una diagnosi di SM11. La risonanza magnetica a campo ultra elevato (UHF, B0≥7,0 T) beneficia di un aumento del rapporto segnale-rumore (SNR) che può essere investito in risoluzioni spaziali o temporali migliorate, entrambe chiave per un'imaging superiore per diagnosi più accurate e definitive41,42. Le disomogeneità del campo di trasmissione (B1+) che sono un attributo avverso della radiofrequenza 1H utilizzata a campi magnetici ultraaltri43 trarrebbero beneficio dalla trasmissione multicanale utilizzando bobine RF a trasmissione parallela (pTx) e approcci di progettazione di impulsi RF che migliorano l'omogeneità B1+ e quindi facilitano la copertura uniforme del cervello44.

Con l'avvento della risonanza magnetica 7.0 T, abbiamo ottenuto maggiori informazioni sulle malattie demielinari come la SM per quanto riguarda l'aumento della sensibilità e la specificità del rilevamento delle lesioni, l'identificazione dei segni della vena centrale, il potenziamento leptomeningeo e persino rispetto ai cambiamenti metabolici45. Le lesioni della SM hanno da tempo dimostrato da studi istopatologici di formarsi intorno alle vene e alle venule46. La distribuzione perivenosa delle lesioni (segno venoso centrale) può essere identificata con T2* mrisco ponderato46,47,48 a 3,0 T o 1,5 T, ma può essere meglio identificato con UHF-MRI a 7,0 T49,50,51,52. Oltre al segno della vena centrale, la risonanza magnetica UHF a 7,0 T ha migliorato o scoperto marcatori specifici per la SM come le strutture del bordo ipointense e la differenziazione delle lesioni della materia grigia della SM53,54,55,56. Una migliore delineazione di questi marcatori con UHF-MRI promette di superare alcune delle sfide di differenziare le lesioni della SM da quelle che si verificano in altre condizioni neuroinfiammatorie come la sindrome di Susac53 e la neuromielite ottica54, identificando anche meccanismi patogenetici comuni in altre condizioni o varianti della SM come la sclerosi concentrica di Baló57,58.

Riconoscendo le sfide e le opportunità della UHF-MRI per il rilevamento e la differenziazione delle lesioni della SM, questo articolo descrive il nostro attuale approccio tecnico per studiare le lesioni cerebrali della sostanza bianca e grigia nei pazienti con SM a 7,0 T utilizzando diverse tecniche di imaging. Il protocollo aggiornato comprende la preparazione del setup MR comprensivo delle bobine a radiofrequenza (RF) su misura per l'UHF-MR, procedure standardizzate di screening, sicurezza e intervista con i pazienti con SM, posizionamento del paziente nello scanner MR e acquisizione di scansioni cerebrali dedicate alla SM. L'articolo ha lo scopo di guidare esperti di imaging, ricercatori di base, scienziati clinici, ricercatori traslazionali e tecnologi con tutti i livelli di esperienza e competenza che vanno dai tirocinanti agli utenti avanzati e agli esperti di applicazioni nel campo della UHF-MRI nei pazienti con SM, con l'obiettivo finale di collegare sinergicamente lo sviluppo tecnologico e l'applicazione clinica attraverso domini disciplinari.

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Protocol

Questo protocollo è per gli studi approvati dal comitato etico della Charité - Universitätsmedizin Berlin (numero di approvazione: EA1/222/17, 2018/01/08) e dalla Divisione Protezione dei dati e Corporate Governance della Charité - Universitätsmedizin Berlin. Il consenso informato è stato ottenuto da tutti i soggetti prima di essere inclusi nello studio.

1. Soggetti

NOTA: Il reclutamento dei pazienti con SM di solito avviene a pochi giorni fino ad alcune settimane prima delle indagini MR a 7.0 T.

  1. Reclutare pazienti con SM da neurologi dell'ambulatorio sulla base di criteri di inclusione (a seconda della questione neuroimmunologica) e criteri di esclusione (tra cui ad esempio dispositivi medici impiantabili come pompe per insulina o pacemaker o gravidanza).
  2. Durante la visita ambulatoriale, fornire ai pazienti con SM un breve riassunto dell'indagine MR a 7,0 T e una spiegazione delle misure di sicurezza associate a un esame MR 7.0 T.
    1. Mentre dovrebbero essere prese misure precauzionali, in particolare a 7,0 T, e un elenco di controindicazioni (ad esempio, Tabella 1) dovrebbe essere messo a disposizione di tutti, tenersi ben informati sulle nuove conoscenze sulle considerazioni di sicurezza e sui processi decisionali, in particolare con l'ampia gamma di impianti disponibili, da fonti di letteratura affidabili59,60,61,62,63 . L'International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) e la Society for MR Radiographers, Technologists (SMRT) forniscono indicazioni sulla sicurezza per quanto riguarda le strategie e gli standard di sicurezza MR per impianti e dispositivi 64.
    2. Insieme al responsabile della salute, della sicurezza e del personale medico, essere ben informati sui possibili pericoli, precauzioni e soluzioni disponibili. Il tipo di bobina RF locale utilizzata per l'esame è un fattore chiave, così come la posizione e il tipo di impianto59.
    3. Effettuare una valutazione del rischio / beneficio conforme alle considerazioni etiche locali63 in soggetti con impianti, dispositivi o tatuaggi e considerare i guadagni persi quando le restrizioni sono troppo conservative.
  3. Fornire ai soggetti un appuntamento per l'esame presso lo scanner MR 7.0 T una settimana prima delle indagini MR. Contattare i pazienti con problemi di mobilità o quelli che visitano da un'altra città prima di questo. Parallelamente all'assegnazione degli appuntamenti, fornire ai soggetti informazioni importanti tramite posta elettronica: ciò include documenti e moduli di consenso informato, nonché informazioni sulla sicurezza, incluso un elenco di controindicazioni(Tabella 1). Questo serve come preparazione alla discussione trattata nei passaggi da 1.9 a 1.14.
  4. Una volta ammesso il soggetto nell'edificio o nell'unità UHF-MR e confermata l'identificazione, valutare la loro consapevolezza sui potenziali pericoli legati ai campi magnetici UHF. Particolare attenzione è necessaria nei casi di impianti a conduzione passiva e per i dispositivi medici impiantabili (ad esempio, pacemaker e pompe per insulina).
  5. Richiedere che ogni soggetto compili un modulo di conferma per quanto riguarda i requisiti di sicurezza per entrare nella zona 5 Gauss (0,5 mT), che è considerata il livello "sicuro" di esposizione al campo magnetico statico per il pubblico in generale. Questa zona di sicurezza attorno al perimetro del magnete principale dello scanner MR è specificata dalla distanza alla quale il campo magnetico vagante è equivalente a 5 Gauss. La linea 5 Gauss è comunemente evidenziata sul pavimento. A causa della lunga portata del campo magnetico vagante di uno scanner MR 7.0 T schermato passivamente nel nostro caso, utilizzare le pareti esterne dell'edificio per specificare la zona di sicurezza invece della linea 5 Gauss.
    NOTA: Al momento in cui è stata effettuata questa registrazione, il mondo stava subendo la pandemia di coronavirus del 2020 e ogni soggetto doveva seguire le linee guida corrispondenti che includevano la regola di distanziamento di 1,5 m, la protezione della bocca e del naso e la disinfezione delle mani.
  6. Informare i soggetti sulla disponibilità di armadietti vicino all'ingresso dell'edificio MR, dove possono tranquillamente impilare i loro oggetti di valore. Informare i soggetti che alcuni dei loro effetti personali (orologi meccanici, carte bancarie con strisce magnetiche) costituiscono un potenziale pericolo per la sicurezza e/o potrebbero danneggiarsi quando si avvicinano ai magneti dopo un certo periodo.
  7. Accompagnare il soggetto nella sala di preparazione dove il soggetto sarà esaminato dal medico, neurologo o infermiere di studio.
  8. Query sullo stato di salute e l'assunzione di farmaci. Documento all'interno del modulo di case report (CRF).
  9. Prima di tutte le misure investigative, interrogarsi sulle potenziali controindicazioni della risonanza magnetica (gravidanza, tutti i potenziali interventi chirurgici precedenti con potenziali corpi estranei, lesioni precedenti con oggetti metallici, piercing, tatuaggi, apparecchi acustici, claustrofobia, problemi muscoloscheletrici, impianti a conduzione passiva o attiva tra cui impianti dentali, dispositivi medici come pacemaker e pompe per insulina).
  10. Discutere i dettagli sul background e gli obiettivi dello studio (informazioni inviate in anticipo via e-mail). Se pertinente, fornire informazioni sulle fonti dello studio (ad esempio, se lo studio è avviato dallo sperimentatore, avviato dall'industria o sponsorizzato dall'industria). Legami istituzionali statali e potenziali conflitti di interesse. Il soggetto deve essere in grado di comprendere lo scopo dello studio e le sue implicazioni. L'interessato ha il diritto di ottenere l'accesso ai propri dati, se richiesto. Un anno dopo il completamento dello studio, una relazione o una pubblicazione sarà liberamente disponibile.
  11. Discutere la protezione dei dati e le informazioni relative alle assicurazioni. Tutti i dati sono sottoposti a pseudonimizzazione prima dell'inizio dello studio. Registrare i dati personali dell'interessato (inclusi nome, data di nascita, indirizzi, numeri di contatto e ID pseudonimizzazione) in un elenco di identificazione all'interno del file del sito dell'investigatore (ISF) e rinchiudersi in un armadietto dedicato.
    1. Conservare i dati per un periodo massimo di 10 anni. Solo le persone autorizzate definite nell'approvazione etica dello studio hanno accesso protetto da password ai dati. Le informazioni relative all'assicurazione comprendono le modalità di trattamento e/o di risarcimento in caso di danni causati dalla partecipazione allo studio. Queste informazioni vengono inviate in anticipo via e-mail.
  12. Delineare le misurazioni dei parametri medici dello studio (ad esempio, pressione sanguigna, frequenza cardiaca, peso corporeo, altezza corporea, temperatura corporea, test di gravidanza nel caso di soggetti di sesso femminile in età fertile). Queste informazioni vengono inviate anche in anticipo via e-mail.
  13. Delineare l'esame MRI. Informare ogni soggetto sui potenziali benefici, ma anche sui potenziali rischi di sottoporsi a un esame MRI al campo magnetico UHF prima di entrare nella zona di sicurezza MRI. Queste informazioni vengono inviate anche in anticipo via e-mail.
  14. Garantire l'integrità etica, attestare che lo studio è stato approvato dal comitato etico e rassicurare i pazienti per quanto riguarda la partecipazione allo studio. Informare il soggetto che la partecipazione all'esame è volontaria e che può sempre interrompere l'esame in qualsiasi momento, senza ulteriori giustificazioni o conseguenze negative.
  15. Ottenere il consenso informato, orale e scritto.
  16. Dopo il consenso, al soggetto verrà assegnato un ID pseudonimizzato e tutti i dati saranno registrati e archiviati sotto questo pseudonimo.

2. Preparazione della configurazione MR

NOTA: quanto segue viene eseguito prima che il soggetto arrivi all'edificio UHF-MR.

  1. Accendere il software di acquisizione MR. Il magnete è sempre acceso.
    1. Per alcuni scanner (ad esempio, il sistema MR Siemens utilizzato per acquisire i risultati rappresentativi in questo protocollo) una scatola di commutazione nella sala operatoria (Figura 1) avvia il sistema MR (gradienti e software): Ruotare la chiave in senso orario, premere il pulsante blu System on per avviare il software (syngo). Sul PC scanner viene visualizzata una finestra che richiede la conferma della password.
  2. Collegare una bobina RF dedicata alla risonanza magnetica della testa al sistema MR. Su un Siemens 7.0 T, si tratta in genere di una trasmissione circolare polarizzata (CP) a 1 canale (1Tx (CP)), di una bobina RF di ricezione a 24 canali (24Rx)(Figura 2)o in alternativa di una bobina RF 1Tx (CP) / 32Rx. Queste bobine RF sono collegate tramite 4 spine al tavolo del paziente (etichettato X1 - X4).
    NOTA: su un sistema Philips o General Electric (GE) 7.0 T MR, una tipica bobina di testa sarebbe una bobina RF 2Tx (CP) / 32Rx. Questa bobina RF è collegata tramite 3 spine e scatole di interfaccia al tavolo del paziente. Tutte queste bobine RF non richiedono la messa a punto e la corrispondenza specifiche del paziente.
  3. Per le bobine RF di piccole dimensioni, utilizzare i tappi per le orecchie anziché le cuffie come protezione dell'udito.
  4. Preparare il letto del paziente. Avere tappi per le orecchie, cuscini morbidi, cuscino per le gambe, coperta e copriletto prontamente disponibili, nelle vicinanze dello scanner MR.
  5. Il letto del paziente deve essere in posizione retrattile pronto per il soggetto.

3. Preparazione del soggetto

  1. Guida il soggetto nello spogliatoio e chiedi al soggetto di cambiarsi in scrub. Devono essere indossati solo indumenti intimi privi di metallo e privi di chip di identificazione a radiofrequenza. Assicurarsi ancora una volta che tutti gli oggetti metallici come occhiali, gioielli, telefoni cellulari non entrino nella sala operatori e scanner 7.0 T MR.
  2. Eseguire tutte le misure preparatorie di cui al punto 1.11.
  3. Chiedere ai soggetti di svuotare la vescica prima delle misurazioni MR. Eseguire test di gravidanza in soggetti di sesso femminile in età fertile.
  4. Accompagnare il volontario nella sala scanner MR 7.0 T attraverso la sala operatoria. Prima di entrare nella sala scanner MR 7.0 T, assicurarsi ancora una volta che non siano presenti oggetti metallici.
  5. Cammina lentamente verso il tavolo d'esame 7.0 T. I magneti schermati passivamente hanno una dimensione maggiore del campo di frangia magnetica rispetto a quelli schermati attivamente. Piccoli oggetti ferrosi potrebbero già sperimentare forze / coppie attraenti alla porta della stanza contenente un magnete schermato passivamente.
  6. Chiedi al soggetto di sdraiarsi sul tavolo e rendilo il più confortevole possibile. Offri piccoli cuscini per la testa e le braccia, nonché cuscino per le gambe e una coperta per evitare che il soggetto si raffreddi.
  7. Collegare un pulsossimetro sicuro per la risonanza magnetica al soggetto per monitorare la saturazione di ossigeno (SpO2),le letture della frequenza cardiaca e i segni vitali del soggetto durante la procedura di risonanza magnetica.
  8. Fornire tappi per le orecchie e una palla di compressione portatile (allarme) da utilizzare durante l'esame MR in caso di emergenza. Chiedi al soggetto di premere la palla di compressione per confermare che funzioni correttamente.
  9. Indicare al soggetto di avvicinarsi alla bobina della testa RF (Figura 2). Spostare la parte TX-Part e la parte superiore RX-coil della bobina RF verso l'estremità del servizio per posizionare la testa del soggetto (Figura 2). Accendere il dispositivo di posizionamento dell'isocentro.
    1. In alcuni scanner MR (ad esempio, sistemi Siemens e GE MR), utilizzare un laser. Spostare la tabella del soggetto molto lentamente in modo che il posizionamento del laser sia in pieno allineamento con la croce del marcatore sulla parte superiore della bobina RF. Salva questa posizione. Durante il posizionamento laser, chiedere al soggetto di chiudere gli occhi. Altri fornitori UHF-MR hanno altri sistemi per il posizionamento. In tutti i casi, assicurarsi che il segno sulla bobina RF sia allineato al dispositivo di posizionamento isocentrico.
  10. Assicurati che la testa sia posizionata con attenzione e accertati che il soggetto sia a suo agio.
  11. Spostare la tabella del soggetto molto lentamente nell'isocentro dello scanner MR. A 7,0 T, è particolarmente importante spostare lentamente il tavolo per evitare e ridurre gli effetti collaterali come sapore metallico, vertigini, vertigini che sono causate da correnti di induzione65,66,67. Per soddisfare questo requisito, regolare il profilo di velocità del movimento della tabella su B0*(grad(B0)) di alcuni fornitori. Si raccomanda di impostare il movimento del tavolo del paziente inferiore a 0,66 T/s 67.
  12. Comunica con il soggetto mentre guidi il tavolo e spiega che eventuali potenziali effetti collaterali scompariranno non appena il tavolo si fermerà. Il soggetto potrebbe ancora avere le vertigini o provare un sapore metallico quando sposta il tavolo verso il centro del magnete. Nella nostra esperienza, questi effetti sono minori e completamente reversibili67,68.
  13. Prima di lasciare la stanza dello scanner, assicurarsi che il soggetto sia a suo agio e disposto a iniziare con l'esame MR.
  14. Utilizzare il citofono per verificare la corretta comunicazione con il soggetto dopo aver lasciato la stanza dello scanner. Il soggetto può contattare il personale di studio in qualsiasi momento.
  15. Continua a monitorare le condizioni del soggetto e verifica se il soggetto è ancora a suo agio durante l'intero esame, compresi tutti i passaggi successivi fino alla fine dello studio.

4. Acquisizione dati

NOTA: di seguito, alcuni dei riferimenti alle azioni dell'interfaccia utente o a specifiche procedure di scansione possono essere validi solo per un sistema MR specifico (7.0T Magnetom, Siemens healthineers, Erlangen, Germania). I comandi e le procedure variano tra fornitori e versioni del software. Il seguente protocollo segue le linee guida del gruppo MAGNIMS (Magnetic Resonance Imaging in MS) in Europa18,19 e del Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) in North America20 per la diagnosi, la prognosi e il monitoraggio dei pazienti con SM.

  1. Inserisci lo studio richiesto e i dettagli del soggetto (numero di progetto, ID pseudonimizzato, data di nascita, altezza, peso, posizione del soggetto (ad esempio, posizione a testa in giù e supina), nome dello sperimentatore). I passaggi variano tra i sistemi MR 7.0 T di diversi fornitori. In tutti i casi, assicurarsi che sia caricato il protocollo di studio corretto.
    1. Per gli scanner Siemens, fare clic sulla barra superiore del display (Patient | Registrazione) nel software syngo. Digitare le informazioni sul paziente, selezionare il protocollo di studio e fare clic su Esame. Il protocollo di studio selezionato viene caricato e si apre la finestra di esame. Sul lato destro di questa finestra verranno visualizzate tutte le sequenze di imaging salvate per il protocollo di studio selezionato.
  2. Eseguire sequenze di imaging nell'ordine indicato all'interno del protocollo di studio selezionato. I parametri per queste sequenze di imaging devono essere pianificati prima delle indagini sui pazienti e salvati secondo le linee guida CMSC e MAGNIMS di cui sopra per la diagnosi18, nonché la prognosi e il monitoraggio dei pazienti con SM19.
  3. Regolazioni e immagini scout
    1. Prima dell'acquisizione dei dati dell'esame MS, eseguire le regolazioni necessarie utilizzando la sequenza Localizer (nota anche come sequenza scout). Questa è di solito una sequenza di eco sfumata (GRE) e contiene i protocolli di regolazione che devono essere eseguiti prima della scansione.
      NOTA: Le regolazioni includono una correzione (shimming) del campo magnetico statico disomogeneo (B0). Le disomogeneità B0 si verificano a causa del grande magnete e a causa delle suscettibilità all'interno del corpo (ad esempio, aria, ossa, sangue) e della loro distribuzione. Le disomogeneità ampliano la distribuzione in frequenza degli spin e possono anche causare una significativa defasizzazione intravoxel; questo non è un problema nelle sequenze rifocalizzate RF (spin-echo), ma può ridurre considerevolmente l'ampiezza del segnale nella maggior parte delle sequenze seguenti, in particolare le acquisizioni ponderate T2*. Le regolazioni vengono eseguite automaticamente su scanner MR clinici (dispositivi con campi di forza B0≤7,0 T). Su alcuni scanner (ad esempio, gli scanner Siemens 7.0 T MR) le regolazioni vengono solitamente avviate attivamente dall'operatore. Per dettagli specifici su come selezionare e utilizzare le sequenze fare riferimento al manuale dell'operatore specifico per la configurazione del sistema.
    2. Selezionare il Localizzatore. Sugli scanner Siemens, contrassegnare la sequenza sul lato destro della finestra e fare clic sulla freccia sinistra per spostare la sequenza sul lato sinistro della finestra per metterla in coda all'interno del flusso di lavoro. Assicurarsi che tutti i canali siano selezionati per la bobina RF utilizzata. La sequenza Localizer è importante anche per pianificare l'orientamento delle sezioni di imaging nelle sequenze successive. A questo punto non è disponibile alcuna immagine, quindi il volume di regolazione non può essere modificato.
    3. Eseguire le regolazioni necessarie per il sistema MR specifico (fare riferimento al manuale dell'operatore). Sugli scanner Siemens, ciò include le regolazioni di frequenza e trasmettitore per impostare la frequenza di base e la tensione richiesta per la bobina RF e la potenza dell'amplificatore utilizzata, nonché lo shimming 3D per correggere la disomogeneità del campo magnetico statico (Figura 3):
    4. Scegli Opzioni | Regolazioni. Le schede per Frequenza, Trasmettitore, Shim 3D e altre appariranno nella barra inferiore della finestra. In Frequenza, selezionare Vai finché la frequenza di base non è centrata e viene visualizzato Sì. Sotto Trasmettitore, impostarela tensione in base alla bobina RF e alla potenza dell'amplificatore utilizzata (per la bobina di testa RF Rx di ricezione a 24 canali impieghiamo 300 V) e Applicare.
    5. In Shim 3D selezionare Misura e quando viene generata la mappa B0, premere Calcola per acquisire i valori di shim. Ripetere le regolazioni di frequenza e Shim 3D almeno due volte fino a quando i valori di shim non sono coerenti con il precedente. Premere Applica e Chiudi. Sugli scanner Philips e GE 7.0 T, effettuare le regolazioni in background prima di ogni sequenza (è necessario un feedback da parte dell'operatore per il controllo della regolazione).
    6. Eseguite la sequenza Localizer in 3 orientamenti. Parametri di sequenza: Tempo di acquisizione (TA) = 160 ms. Poiché nessuna immagine è ancora disponibile, impostare la posizione all'isocentro, rotazione = 0 °. Altri parametri: matrice = 256×256, FOV = 250 mm, spessore fetta = 7,0 mm, gap fetta = 7,0 mm (100 %), TR = 7,0 ms, TE = 3,03 ms, Medie (media) = 1, Angolo di scorrimento (FA) = 2°, nessuna soppressione di grasso o acqua. Gruppo slice 1 (orientamento sagittale, direzione codifica di fase A>P), gruppo Slice 2 (orientamento trasversale, codifica di fase (PE) direzione A>P), slice gruppo 3 (orientamento coronale, direzione codifica di fase R>L). Vengono acquisite tre sezioni per tutti i gruppi di sezioni. A questo punto non vengono apportate modifiche alla geometria.
    7. Acquisisci le immagini scout.
    8. Verificare se il volume di regolazione è stato impostato correttamente utilizzando le immagini DI Localizzazione MR. Allineare il volume di regolazione con il FOV e allineato centralmente con la testa del soggetto. Se non allineato, allineare correttamente ed eseguire nuovamente le regolazioni.
    9. Importante: ogni volta che viene modificato il volume di regolazione o il numero di canali RF utilizzati, eseguire nuovamente le regolazioni.
      1. Sui sistemi Siemens, evitare questo problema copiando il volume di regolazione dall'ultimo localizzatore in cui il volume di regolazione è stato impostato correttamente: selezionare l'ultima scansione con la regolazione corretta, fare clic con il pulsante destro del mouse su Copia parametroe selezionare Regola volume nella finestra aperta. Le circostanze in cui sono necessari ulteriori aggiustamenti includono sequenze di imaging speciali che richiedono tecniche di shimming più intensive (ad esempio, l'ecografia planare (EPI)).
  4. Acquisizione di sequenze di imaging MR dedicate
    1. Esistono diverse sequenze con diversi contrasti (T1,T2,T2*,fase, QSM, diffusione) per lo studio della patologia della SM(Figura 11). Quelli più adatti alle esigenze cliniche o alle domande di ricerca possono essere selezionati e organizzati all'interno di protocolli di studio sul sistema MR da utilizzare durante gli specifici progetti di ricerca o studi clinici pertinenti. Esistono diverse guide pratiche e revisioni per studiare, rilevare e definire le lesioni della sclerosi multipla sulla risonanza magnetica 8,50,69. Ogni sistema MR avrà diverse procedure operative e interfaccia utente per l'acquisizione delle sequenze MR dedicate (Figura 4). Sui sistemi Siemens, visualizzare l'elenco dei metodi MR (sequenze) a destra per ogni protocollo di studio e coda nell'elenco delle sequenze della finestra di esame (a sinistra). Di seguito sono riportate alcune sequenze che impieghiamo su uno scanner Siemens 7.0 T MR per studiare la patologia della SM. Quando si pianificano i posizionamenti delle sequenze, assicurarsi di ripetere le regolazioni, se necessario.
  5. Magnetizzazione preparata - RApid Acquisition Gradient Echo (MPRAGE)
    1. MPRAGE è una sequenza GRE viziata di recupero dell'inversione sagittale 3D ponderata T1per un'alta risoluzione spaziale e un contrasto T1. Il suo scopo è tipicamente anatomico ed è utile valutare la perdita di volume in MS70. È stato applicato per la prima volta in pazienti con SM per migliorare l'individuazione di lesioni con contrasto (CEL)71. MPRAGE fornisce un eccellente contrastoT 1 -dipendentetra materia grigia (GM), sostanza bianca (WM) e liquido cerebrospinale (CSF) anche senza agente di contrasto72. In combinazione con una sequenza ponderata T2come FLAIR (vedi sotto), è una tecnica ponderata T1ampiamente utilizzata negli approcci di segmentazione multimodale e nella morfometria basata su voxel73. Il rilevamento e la classificazione delle lesioni corticali della SM utilizzando MPRAGE sono notevolmente migliorati dalle migliori prestazioni di imaging parallelo e dall'aumento dell'SNR e della risoluzione spaziale disponibili a 7,0 T 74.
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza MPRAGE: TA = 5 min 3 s, modalità 3D, risoluzione isotropa = [1.0×1.0×1.0]mm³, matrice = 256×256×256, FOV = 256 mm, orientamento sagittale, direzione PE A>P, fette per lastra = 192, spessore fetta = 1,0 mm, gap fetta = 0,5 mm, TR = 2300 ms, TE = 2,98 ms, avg = 1, concatenazioni = 1, nessun filtro, tempo di evoluzione del recupero dell'inversione TI = 900 ms, FA = 5°, nessuna soppressione di grasso o acqua, risoluzione di base = 256, imaging parallelo con GRAPPA, AFPE = 2 (Figura 4A).
    3. Acquisire in orientamento sagittale che è in allineamento con la fessura interemisferica. Poiché MPRAGE è una sequenza 3D, le immagini possono ancora essere registrate sulla scansione di base alla fine dello studio.
  6. Magnetizzazione-Prepared 2 - Rapid Acquisition Gradient Echo (MP2RAGE)
    1. Questa è una sequenza 3D ponderata T1con mappatura T1 simultanea; una sequenza di eco a gradiente rapido preparata per magnetizzazione a due contrasti di inversione per misurazioni robuste del volume della lesione della sostanza bianca75. La sequenza MP2RAGE produce immagini con diversi contrasti, ad esempio due immagini eco sfumate con diversi tempi di inversione e angoli di capovolgimento, un'immagine T1w senza uno sfondo rumoroso e una mappa T1. La mappatura quantitativa T1 fornisce ulteriori informazioni diagnostiche nei pazienti con SM per discriminare meglio i sottotipi di lesioni e consentire una stadiazione più rapida dell'attività della malattia76. MP2RAGE ha recentemente dimostrato di migliorare la visualizzazione delle lesioni intracorticali subpiali (Figura 13A)77, che sono associate all'infiammazione meningea nella MS78 e sono in gran parte difficili da rilevare anche con forze di campo più elevate e metodi avanzati. Il codice MP2RAGE open source è disponibile presso lo sviluppatore: https://:github.com/JosePMarques/MP2RAGE-related-scripts
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza MP2RAGE: TA = 11 min 37 s, dimensione 3D, orientamento sagittale, direzione PE A>P, risoluzione spaziale = [1.01.0]mm², matrice = 256×256, FOV = 256 mm, fase FOV = 93.75 %, lastre = 1, fette per lastra = 176, spessore fetta = 1.0 mm, gap fetta = 0.5 mm, TR = 5000 ms, TE = 3.18 ms, avg = 1, concatenazioni = 1, TI 1 = 700 ms, TI 2 = 2500 ms, FA 1 = 4°, FA 2 = 5°, nessuna soppressione di grassi o acqua, risoluzione base = 320, imaging parallelo con GRAPPA, AFPE = 3 (Figura 5).
    3. Esegui MP2RAGE con lo stesso orientamento e posizionamento di MPRAGE.
  7. Recupero dell'inversione attenuata dal fluido (FLAIR)
    1. FLAIR è una sequenza 3D che utilizza il recupero dell'inversione attenuata dal fluido pesato T 2 (FLAIR) con soppressione del segnale CSF per valutare la diffusione di nuovelesioniMS nel tempo(sugli scanner Siemens viene utilizzato in combinazione con SPACE (Sampling Perfection with Application-optimized Contrasts using different flip angle Evolutions, modulo di imaging ). I vantaggi di questa sequenza includono alta risoluzione isotropa, basso SAR, possibilità di imaging parallelo, soppressione del CSF e quindi una migliore rilevazione delle lesioni ai confini parenchimali del cervello. FLAIR è particolarmente utile per identificare le lesioni corticali (Figura 13B)79 e i potenziamenti leptomeningei (LME) post-controst nel cervello della SM80. È interessante notare che il rilevamento di LME nei pazienti con SM a 1,5 T era significativamente più alto quando si utilizzava FLAIR CUBE (modulo di imaging per sistemi GE MR) rispetto a FLAIR SPACE (Siemens)81. 3D FLAIR SPACE ha dimostrato di essere un'attraente sequenza ponderata T2che integra la sequenza MP2RAGE pesata T1di cui sopra per il rilevamento delle lesioni nei pazienti con SM76. Tipicamente, entrambe le sequenze sono co-registrate con segmentazioni della lesione trasversale per rendere le mappe della lesione della SM articolare82. Recentemente FLAIR (su un sistema Philips MR da 3,0 T) ha identificato che i pazienti con sindrome di Susac avevano significativamente più probabilità di presentare LME rispetto ai pazienti con SM83.
    2. Utilizzare i seguenti parametri della sequenza FLAIR: TA = 6 min 16 s, modello 3D, orientamento sagittale, direzione PE A>P, risoluzione isotropa = [0,8×0,8×0,8]mm³, matrice = 320×320×320, FOV = 256 mm, lastre = 1, sovracampionamento della fetta = 18,2 %, fette per lastra = 176, fase FOV = 87,5 %, spessore della fetta = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TE = 398 ms, media = 1, concatenazioni = 1, filtro raw e immagine, TI = 2150 ms, nessuna soppressione di grasso o acqua, fattore di accelerazione lungo la direzione di codifica di fase AFPE = 4 (Figura 6).
    3. Eseguite la sequenza con orientamento sagittale, come le sequenze MPRAGE e MP2RAGE.
    4. Aumentare la fase FOV nella mappa dei parametri di sequenza al 100% se il naso si trova al di fuori della cornice gialla. Questo cambia il TA a 6 min 56 s.
  8. Multi-Echo Fast Low-Angle Shot (FLASH-ME)
    1. FLASH-ME è una sequenza GRE pesata2DT 2 * che acquisisce più echi con tempi di eco diversi. Una sequenza simile è stata utilizzata in precedenza a 7,0 T come strumento quantitativo per stimare i tassi di rilassamento T2*, per studiare i modelli di organizzazione citoarchitetturale in tutta la corteccia nei controlli sanitari 84. Più recentemente, la mappatura quantitativa T2 * è stata utilizzata per studiare l'integrità del tessuto corticale nei pazienti con SM e il deterioramento cognitivo ha dimostrato di essere correlato all'aumento di T2 *, indipendente dallo spessore corticale o dalla presenza dilesioni 85. Quando si utilizza solo il tempo di eco più lungo, la sequenza viene utilizzata per delineare le lesioni della sostanza bianca della SM che sono centrate attorno a un piccolo vaso venoso (segno della vena centrale, Figura 12), in particolare quelle vicine ai ventricoli (Figura 14a)42,55.
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza FLASH-ME: TA = 12 min 10 s, modalità 2D, orientamento trasversale, in risoluzione piana = [0,47×0,47]mm², matrice = 512×512, FOV = 238 mm, fette = 52, spessore fetta = 2,0 mm, nessun gap fetta, direzione PE 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 (assicurarsi che l'incremento del tempo di eco sia un multiplo dello spostamento grasso-acqua di 3,5 ppm), media = 1, concatenazioni = 1, FA = 35 °, nessuna soppressione del grasso (Figura 7).
    3. Utilizzate l'MPRAGE 3D e le immagini coronali e trasversali del Localizzatore per pianificare la geometria della scansione FLASH-ME 2D.
    4. Regola il FOV e le fette in modo che l'intera testa sia al centro (vedi sopra).
    5. Spostare e inclinare il FOV 2D FLASH-ME, utilizzando lo strumento zoom e panoramica sulle immagini MPRAGE sagittali in modo tale che il limite inferiore del FOV (cornice gialla) sia in linea con la linea calloso del corpus inferiore(piano subcallosale).
    6. Spostare l'intera pila dopo l'ngolamento, in modo tale che lo strato superiore termini con la calotta del cranio. Lo stack non copre l'intero cervello. Pile più grandi aumentano il tempo di misurazione e introducono artefatti di suscettibilità magnetica della cavità nasale-uditiva.
    7. Modificate il volume di regolazione se non è più allineato con il volume della geometria. Se necessario, ripetere le regolazioni (vedi sopra).
  9. Imaging ponderato per suscettibilità (SWI)
    1. Per SWI, utilizzare i dati di magnitudo e fase di una sequenza GRE pesata 3D T2*completamente compensata dal flusso. Per migliorare il contrasto di suscettibilità, le maschere di ponderazione vengono generate dai dati di fase e moltiplicate per le immagini di magnitudo in SWI86. SWI migliora il contrasto tra vene e tessuto circostante87e identifica anche la deposizione di ferro nei pazienti con SM88. Una deposizione di macrofagi carichi di ferro si verifica ai bordi delle lesioni croniche demielinate della SM89, e questo si presenta come un segnale iperintense al bordo della lesione sulle immagini di fase89,90 e un segnale diminuito (bordo ipointense) su T2*immagini ponderate post-elaborate utilizzando SWI in vivo e post mortem91 ( Figura14b ). La codifica 3D consente MR più brevi e angoli di capovolgimento più bassi, consentendo così la copertura dell'intero cervello, riducendo i tempi di acquisizione e abbassando la sensibilità alle perturbazioni del campo B1+ 92. L'imaging parallelo riduce anche i tempi di acquisizione; l'acquisizione parallela generalizzata autocalibrante parzialmente parallela (GRAPPA) ricostruisce immagini di magnitudo e fase per ciascun canale e le combina per generare le immagini finali93,94.
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza SWI: TA = 9 min 26 s, modalità 2D, risoluzione spaziale: [0.30.3]mm², matrice = 768×768, lettura FOV = 256 mm, fase FOV = 68.75 %, lastre = 1, fette per lastra = 120, spessore fetta = 1.0 mm, slice gap = 0.2 mm, forte orientamento trasversale, PE direzione R>L, TR = 30 ms, TE = 15.3 ms, avg = 1, concatenazioni = 1, FA = 30°, senza soppressione di grassi o acqua, risoluzione di base = 768, risoluzione di fase = 100 %, risoluzione fetta = 100 %, fase parziale Fourier = 6/8, fetta parziale Fourier = 6/8, imaging parallelo con GRAPPA, AFPE = 2 (Figura 8).
    3. Acquisire in orientamento trasversale e non introdurre alcuna angulazione in quanto ciò rende più difficile la post-elaborazione.
    4. Spostare la lastra della fetta nella direzione cranica in modo che il bordo superiore sia allineato con la calotta cranica. Spostare la lastra in direzione ventrale o dorsale, in modo che il cervello sia completamente nel mezzo del FOV.
  10. Mappatura quantitativa della suscettibilità (QSM)
    1. Per QSM, utilizzare una sequenza GRE ponderata2DT 2 * (che impiega sei volte eco con compensazione del flusso per il primo eco). QSM è un successore di SWI e l'idea alla base è quella di fornire una stima voxel-by-voxel della distribuzione di suscettibilità95. QSM utilizza immagini di fase e genera una distribuzione di suscettibilità 3D. L'intensità del voxel è linearmente proporzionale all'apparente suscettibilità magnetica del tessuto sottostante. Quando si studia la patologia della SM, QSM fornisce informazioni importanti sulla composizione dei tessuti e sulla microstruttura come il contenuto di mielina nella sostanza bianca e la deposizione di ferro nella materia grigia95. I diversi processi fisiopatologici della SM che contribuiscono ai cambiamenti del segnale misurabili in MR sono complessi, in modo tale che una combinazione di diversi metodi di MR è vantaggiosa: mentre QSM è più sensibile ai cambiamenti tissutali correlati alla SM, mostra anche un effetto additivo di accumulo di ferro e demielinizzazione (entrambi promuovono la suscettibilità magnetica), questo è in contrasto con la mappatura T2*, in cui entrambi i processi fisiopatologici nella SM eserciteranno effetti opposti: la demielinizzazione aumenta T2* tasso mentre la deposizione di ferro diminuisce T2*96. QSM risolve con precisione il modello spaziale di suscettibilità magnetica rispetto alle immagini di fase e quindi raffigura sia i modelli solidi che quelli rim di suscettibilità in modo più preciso e affidabile97. Combinando le immagini pesate T2 * con SWI e QSM, è anche possibile studiare i cambiamenti nel contenuto di ferro nelle lesioni durante la progressione della malattia nella SM: mentre le lesioni non cariche di ferro sono iperintense in tutte le sequenze, le lesioni cariche di ferro sono ipointense in T2 * e SWI ma non QSM 98.
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza QSM: TA = 7 min 43 s, modalità 2D, lastre = 1, PE direzione A>P, in risoluzione piana = [0,49×0,49]mm², matrice = 448×448, lettura FOV = 220 mm, fase FOV = 90,6 %, fette per lastra = 96, spessore fetta = 1,0 mm, sovracampionamento fetta = 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, media = 1, concatenazioni = 1, filtro immagine, FA = 30°, nessuna soppressione di grassi o acqua, risoluzione base = 448, fase parziale Fourier = 6/8, fetta parziale Fourier = 6/8, imaging parallelo con GRAPPA, AFPE = 2 (Figura 9).
    3. Spostare e inclinare il FOV, utilizzando lo strumento zoom e panoramica sulle immagini MPRAGE sagittali in modo tale che il limite inferiore del FOV (cornice gialla) sia in linea con la linea calloso del corpus inferiore(piano subcallosale).
    4. Spostare la pila di fette cranicamente in modo che lo strato superiore sia allineato con la calotta del cranio.
  11. Imaging ecoplanare ponderato per diffusione (DW-EPI)
    1. Per l'imaging DW, utilizzare una sequenza EPI 2D con 64 diverse direzioni di codifica di diffusione al valore b = 0 s/mm2 e b = 1000 s/mm2. L'imaging DW rileva cambiamenti discreti nella microstruttura tissutale, tra cui neurodegenerazione diffusa e demielinizzazione nella NAWM nella SM in fase iniziale che spesso manca sulla risonanza magnetica convenzionale99,100. Precedenti studi di diffusione nella SM hanno riportato un aumento della diffusività media nelle lesioni corticali101. Uno studio più recente a 7,0 T ha rivelato risultati simili, ma anche una frazione di volume intracellulare inferiore nella SM in fase iniziale; il compartimento intracellulare è stato separato dalla frazione volumetrica isotropa (edema o CSF) e dallo spazio extracellulare adattando un modello di tessuto a tre compartimenti alle immagini DW 102. Una riduzione della frazione volumetrica intracellulare non è stata riportata solo nelle lesioni corticali e WM, ma anche nella NAWM, rispetto alla WM dei controlli102. Nelle lesioni WM, il compartimento intracellulare ridotto è stato accompagnato da un aumento della diffusività media e dell'anisotropia frazionaria, indicando demielinizzazione e perdita assonale102. DW-EPI è comunemente associato a distorsioni geometriche che appaiono come pixel allungati o compressi nell'immagine acquisita. Per compensare questo, sono stati introdotti approcci a gradiente di fase invertito, in cui la stessa fetta viene acquisita due volte utilizzando polarità di codifica di fase opposta (PE) 103,104. I modelli di distorsione spaziale opposti possono essere allineati e le immagini combinate utilizzando strumenti di registrazione. Per la correzione della distorsione, la stessa immagine viene acquisita con una direzione PE invertita ma senza ponderazione della diffusione, quindi una riduzione del tempo di acquisizione.
    2. Utilizzare i seguenti parametri di sequenza DW-EPI: TA = 14 min 02 s, dimensione 2D, orientamento trasversale, direzione PE A>P, risoluzione spaziale = [1.951.95]mm², matrice = 256×256, lettura FOV = 500 mm, fette = 30, fase FOV = 100.0 %, spessore fetta = 2.0 mm, gap fetta = 2.0 mm, TR = 12000 ms, TE = 115 ms, avg = 1, concatenazioni = 1, soppressione grasso, risoluzione base = 256, risoluzione di fase = 100 %, fase parziale Fourier = 6/8, imaging parallelo con GRAPPA, AFPE = 3, modalità di diffusione = MDDW, 2 ponderazioni di diffusione: valore b 1 = 0 s/mm², valore b 2 = 1000 s/mm², direzioni di diffusione = 64 (Figura 10).
    3. Acquisire in orientamento trasversale e non introdurre alcuna angulazione in quanto ciò rende più difficile la post-elaborazione.
    4. Spostare il FOV in modo che la linea superiore del blocco di strato sia allineata con la calotta cranica. Sposta dorsoventralmente in modo che il cervello sia esattamente nel mezzo del FOV.
    5. Acquisire la sequenza in due polarità invertite della direzione di codifica di fase (PE) per annullare gli artefatti di distorsione durante la post-elaborazione. Per eseguire la sequenza di polarità invertita, ripetere nuovamente la sequenza EPI 2D, selezionando ora la versione della sequenza con la direzione PE in P>A. Parametri di sequenza modificati:TA = 1 min 14 s, direzione P>A PE, 1 ponderazione di diffusione: b-value = 0 s/mm².
    6. Eseguite questa sequenza con lo stesso orientamento e posizionamento della precedente sequenza EPI 2D.
    7. Verificare che la direzione di codifica di fase sia impostata su P>A nella scheda dei parametri Routine. In caso contrario, modificare inserendo 180°.
    8. Non appena l'ultima sequenza è finita e ricostruita, l'esame MRI è pronto.
    9. Documentare tutte le sequenze acquisite e le relative descrizioni associate nel CRF.

5. Conclusione dell'esame MR

  1. Accedere alla sala scanner MR e spostare lentamente la tabella del soggetto lontano dall'isocentro.
  2. Valutare le condizioni del soggetto e interrogare eventuali effetti collaterali prima, durante o dopo le misurazioni. Interroga specificamente su vertigini, lampi di luce, sensazione di caldo o freddo, disagio generale, contrazioni muscolari, sapore metallico o altri effetti.
  3. Documentare tutte le osservazioni (compresi gli effetti collaterali) nel CRF.
  4. A seguito di un'ultima consultazione, il soggetto viene accompagnato allo spogliatoio, poi all'armadietto per ritirare gli oggetti di valore ivi custoditi e poi all'uscita dell'edificio. Come misura di sicurezza accompagnano sempre i soggetti in visita.
  5. Archivia tutti i documenti scritti (CRF, elenco ID soggetto, moduli di consenso allo studio) nella cartella del sito dello sperimentatore e blocca in un luogo sicuro. Il periodo di conservazione è di almeno 10 anni.

6. Backup dei dati

NOTA: ogni centro MR segue le proprie linee guida per salvare e eseguire il backup sicuro dei dati MR. I dati MR digitali devono essere memorizzati su un server protetto da password. La procedura riportata di seguito è tipica di un sistema Mr Siemens 7.0 T.

  1. Selezionare il numero ID del partecipante nel browser del paziente e selezionare Trasferisci.
  2. Selezionare Esporta in off-line e immettere il percorso di una cartella locale (ad esempio, C:\temp).
  3. Controlla se il processo è terminato (da Trasferimento | Stato processo locale).
  4. Selezionare Utente avanzato (Ctrl+Esc) e sbloccare immettendo la password amministrativa.
  5. Una volta abilitato Utente avanzato, vai a Esplora risorse (Ctrl + Esc).
  6. Spostare i dati Dicom dalla cartella locale a una cartella di studio dati Dicom sicura sul server protetto da password.

7. Arresto del sistema

  1. Arrestare il sistema in base ai requisiti del sistema. Per gli scanner Siemens, utilizzare la barra superiore nel software syngo per arrestare il software. Spegnere il sistema MR (pulsante blu sugli scanner Siemens) solo dopo l'arresto del software. Gira la chiave a sinistra.

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Representative Results

Una donna di 26 anni con diagnosi di SM recidivante remittente (RRMS) è stata esaminata a 7,0 T utilizzando i protocolli di cui sopra (Figura 11). Alcune distorsioni nel profilo B1+ possono essere osservate nelle immagini MR. Questo è previsto quando si passa a frequenze di risonanza più elevate43; le lunghezze d'onda più corte aumentano le interferenze distruttive ecostruttive105,106. Per acquisire le immagini MR ( Figura11, Figura 12, Figura 13, Figura 14), abbiamo utilizzato una bobina di volume di trasmissione a canale singolo su un sistema Mr Siemens 7.0 T in cui non era possibile una regolazione manuale di fase e ampiezza per compensare le disomogeneità B1 +. Le tecnologie multi-trasmissione offrono i gradi di libertà di trasmissione parallela necessari per modulare dinamicamente la distribuzione di campo B1+ 44. Mentre il modello B1+ non può essere modificato per un singolo elemento di trasmissione di una data bobina, le proprietà elettromagnetiche dell'ambiente circostante possono essere alterate, come è stato dimostrato con l'imbottitura dielettrica riempita con acqua107 o sospensioni di titanato di calcio108 utilizzate a 7,0 T. I pad dielettrici geometricamente su misura hanno dimostrato di essere efficaci nell'imaging del cervello 109, 110 e in particolare l'orecchio interno111, un luogo difficile da immaginare a causa delle disomogeneità dovute alle differenze di suscettibilità tra i fluidi dell'orecchio interno e l'osso.

Nella Figura 11 sono mostrate viste sagittali e trasversali del cervello del paziente utilizzando diversi protocolli che forniscono diversi contrasti. Quattro anni e mezzo prima dell'esame MR 7.0 T il paziente presentava diplopia e visione sfocata. La diagnosi è stata inizialmente stabilita, sulla base dei criteri McDonald8 del 2017 a causa della distribuzione della lesione MR periventricolare, giustacorticale e infratentoriale e basata sull'insorgenza di lesioni che migliorano il gadolinio e non potenzianti a 3,0 T. I risultati del CSF erano entro i limiti normali. Successivamente è stato iniziato il trattamento con natalizumab (NTZ). La diagnosi di SM è stata successivamente contestata a causa di un aumento delle lesioni T2 e di molteplici recidive cliniche con remissione incompleta nonostante il trattamento NTZ altamente efficace. Tuttavia, la risonanza magnetica 7.0 T ha supportato la diagnosi di SM rivelando il segno della vena centrale nella maggior parte delle lesioni periventricolari e giustaxtacorticali (Figura 12). La diagnosi di SM è stata ulteriormente corroborata dalla patologia corticale (Figura 13) e dalle strutture ipointense del bordo che circondano un sottoinsieme di lesioni iperintensi T2 (Figura 14). La rivalutazione diagnostica ha incluso anche una ricerca di altri disturbi autoimmuni, infettivi e metabolici, ma non ha rivelato ulteriori risultati anormali. Alla fine il paziente è risultato positivo agli anticorpi contro NTZ, indicando la neutralizzazione mediata da anticorpi e spiegando l'insufficiente risposta al trattamento verso NTZ 112. Pertanto, una diagnosi di SM con una non reattività nei confronti della terapia NTZ è stata conclusa in questo paziente. Il farmaco è stato passato da NTZ a Ocrelizumab e il paziente è stato privo di recidive durante le fasi successive.

Figure 1
Figura 1. Scatola di commutazione dello scanner SIEMENS MR Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 2
Figura 2. Collegamento di una bobina RF dedicata al sistema MR. (a) Trasmissione (Tx), bobina della testa a radiofrequenza di ricezione (Rx) a 24 o 32 canali su misura per la risonanza magnetica cerebrale a 7,0 T (b) Indicare al soggetto di avvicinarsi alla bobina della testa RF e posizionare la testa del soggetto sopra la bobina RX inferiore e sotto la bobina RX superiore (pannello di sinistra). Quindi spostare la parte TX della bobina della testa RF sulla bobina RX (in basso a destra). Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 3
Figura 3. Regolazioni di funzionamento (sistema Siemens). (a) Regolazione di base della frequenza, (b) Regolazione della tensione del trasmettitore, (c) Generazione di B0 Mappa e shimming 3D. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 4
Figura 4. Pianificazione della sequenza MR su sistemi MR 7.0 T di diversi fornitori. a)Siemens,b)Philips ec)General Electric. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 5
Figura 5. Pianificazione della sequenza di imaging 3D MP2RAGE Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 6
Figura 6. Pianificazione della sequenza di imaging 3D SPACE-FLAIR Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 7
Figura 7. Pianificazione della sequenza di imaging 2D FLASH-ME Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 8
Figura 8. Pianificazione della sequenza di imaging ponderata per la suscettibilità 3D Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 9
Figura 9. Pianificazione QSM-FC Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 10
Figura 10. Pianificazione della sequenza di imaging eco-planare ponderata per diffusione Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 11
Figura 11. Risultati rappresentativi della risonanza magnetica cerebrale ad alta risoluzione di un paziente RRMS Pannello superiore da sinistra a destra: (a ) vista sagittale di una sequenza T1w 3D di inversione 3D preparata per il recupero rovinata -GRE (MPRAGE), (b) vista trasversale di T1w 3D MPRAGE, (c) vista trasversale di T2* w sequenza FLASH 2D con lettura multi-eco (FLASH-ME), (d) vista trasversale di un T2 w recupero dell'inversione attenuata dal fluido utilizzando la perfezione del campionamento con contrasti ottimizzati per l'applicazione utilizzando diverse evoluzioni dell'angolo di ribaltamento (SPACE-FLAIR), (e) vista trasversale della mappatura della suscettibilità quantitativa compensata dal flusso (QSM-FC). Pannello inferiore da sinistra a destra: (f) vista sagittale di una sequenza di eco a gradiente rapido preparata per magnetizzazione T1w 3D (MP2RAGE), (g) vista trasversale di T1w 3D MP2RAGE, (h) vista trasversale di imaging ponderato per suscettibilità 3D (SWI) utilizzando dati di magnitudo e fase di una sequenza GE completamente compensata dal flusso, (i) mappa di anisotropia frazionaria combinata e mappa direzionale di una sequenza di imaging ponderata per diffusione eco-planare (EPI 2D), (j) vista trasversale di T2*w 2D gradient echo imaging con compensazione del flusso (GRE-FC). Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 12
Figura 12. Lesioni rappresentative della SM della sostanza bianca con segno venoso centrale (a e b) La vista trasversale della sequenza T2*w 2D FLASH con lettura multi-eco (FLASH-ME) rivela un segno venoso centrale altamente specifico per la SM (freccia rossa) all'interno di lesioni periventricolari esemplari, (c) una lesione talammica emisferica destra (d) e una lesione juxtacorticale parietale, a sostegno della diagnosi di SM del paziente. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 13
Figura 13. Lesione rappresentativa della SM corticale. (a) La vista sagittale di una sequenza di eco a gradiente rapido preparata per magnetizzazione T1w 3D (MP2RAGE) delinea la lesione corticale subpiale (punte di freccia rossa) all'interno della corteccia parietale (b) con corrispondente iperintensità nella vista trasversale di un recupero di inversione attenuata dal fluido T2w (SPACE-FLAIR), indicando l'insorgenza di patologia corticale SM nel paziente con SM recidivante-remittente. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 14
Figura 14. Strutture rappresentative del bordo ipointense. (a) La vista trasversale della sequenza T2*w 2D FLASH con lettura multi-eco (FLASH-ME) rivela una lesione Ovoidale periventricolare della SM, e (b) la vista trasversale dell'imaging ponderato di suscettibilità 3D (SWI) delinea una struttura del bordo ipointense attorno alla lesione, suggerendo che i macrofagi carichi di ferro sono presenti come potenziale surrogato dell'attività della lesione della SM. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Impianti metallici (possono funzionare male a causa di campi magnetici o causare lesioni)
Dispositivi elettronici come pacemaker, defibrillatori, pompa per insulina, stimolatori nervosi
Aneurisma e clip emostatiche, valvole cardiache protesiche
Impianti cocleari otologici
Dispositivi per infusione di farmaci
Elettrodi di stimolazione cerebrale profonda
Fili elettrocardiogramma di piombo
Altre controindicazioni (rischio di ustioni cutanee, gonfiore o danni da effetti del campo magnetico)
Alcuni cerotti farmacologici
Corpi estranei metallici, ad esempio schegge o altri minuscoli frammenti metallici nell'occhio
Alcuni tatuaggi e cosmetici (trucco permanente)
Gioielli per piercing
Gravidanza (possibili effetti biologici avversi da campi magnetici)
Claustrofobia nota

Tabella 1. Principali controindicazioni di un esame MRI. Le controindicazioni più comuni sono gli impianti metallici. Gli impianti stanno diventando sempre più sicuri per la risonanza magnetica (MRI-conditional), ma rimangono una delle principali preoccupazioni.

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Discussion

Il protocollo qui presentato descrive una serie di sequenze di risonanza magnetica con diversi contrasti che vengono tipicamente utilizzate quando si esaminano i pazienti con SM a 7,0 T. Insieme agli sviluppi tecnologici emergenti, forniscono la base per esplorazioni in applicazioni più avanzate nell'imaging metabolico o funzionale.

Oltre alle lesioni cerebrali, le lesioni nel midollo spinale colpiscono frequentemente i pazienti con SM causando disfunzione motoria, sensoriale e autonomica. Tuttavia, l'imaging del midollo spinale, in particolare a 7,0 T, è tecnicamente impegnativo113. Ulteriori sviluppi nella trasmissione parallela e nell'imaging parallelo sono giustificati per superare gli ostacoli dei profili di campo B1 distorti 114.

L'obiettivo di questo protocollo è quello di diffondere e collegare sinergicamente gli sviluppi tecnologici e l'applicazione clinica attraverso i domini disciplinari. Oltre ai miglioramenti attesi nella risoluzione spaziale e temporale, le opportunità derivanti dalle mutevoli caratteristiche fisiche dei campi magnetici più elevati includono migliori contrasti nell'imaging ponderato per la suscettibilità (SWI) e nelle tecniche di contrasto di fase115, nonché l'imaging di nuclei X comesodio 116,117 e fluoro118,119,120 per una valutazione più approfondita della patologia e il monitoraggio terapeutico.

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Disclosures

Non vi sono interessi finanziari concorrenti da dichiarare.

Acknowledgments

Questo progetto (T.N.) ha ricevuto finanziamenti in parte dal Consiglio europeo della ricerca (CER) nell'ambito del programma di ricerca e innovazione Horizon 2020 dell'Unione europea nell'ambito della convenzione di sovvenzione n. 743077 (ThermalMR). Gli autori desiderano ringraziare i team del Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.), Max Delbrueck Center for Molecular Medicine presso l'Associazione Helmholtz, Berlino, Germania; presso la Swedish National 7T Facility, Lund University Bioimaging Center, Lund University, Lund, Svezia e presso l'ECOTECH-COMPLEX, Maria Curie-Skłodowska University, Lublino, Polonia per assistenza tecnica e di altro livello.

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).

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Medicina Numero 168
Risonanza Magnetica della Sclerosi Multipla a 7.0 Tesla
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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).

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