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 resonansavbildning av multippel 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 presenterer vi en protokoll for å skaffe magnetisk resonans (MR) bilder av multippel sklerose (MS) pasienthjerner ved 7.0 Tesla. Protokollen inkluderer utarbeidelse av oppsettet, inkludert radiofrekvensspolene, standardiserte intervjuprosedyrer med MS-pasienter, subjektposisjonering i MR-skanneren og MR-datainnsamling.

Abstract

Det overordnede målet med denne artikkelen er å demonstrere en toppmoderne ultrahøyfelt (UHF) magnetisk resonansprotokoll (MR) av hjernen ved 7,0 Tesla hos pasienter med multippel sklerose (MS). MS er en kronisk inflammatorisk, demyeliniserende, nevrodegenerativ sykdom som er preget av hvite og grå materie lesjoner. Påvisning av romlige og tidsmessigspredte T 2-hyperintense lesjoner ved bruk av MR ved 1,5 T og 3 T representerer et avgjørende diagnostisk verktøy i klinisk praksis for å etablere nøyaktig diagnose av MS basert på den nåværende versjonen av McDonald-kriteriene for 2017. Imidlertid kan differensiering av MS-lesjoner fra hjernehvite materielesjoner av annen opprinnelse noen ganger være utfordrende på grunn av deres ligner morfologi ved lavere magnetiske feltstyrker (vanligvis 3 T). Ultrahigh field MR (UHF-MR) drar nytte av økt signal-til-støy-forhold og forbedret romlig oppløsning, både nøkkelen til overlegen bildebehandling for mer nøyaktige og definitive diagnoser av subtile lesjoner. Derfor har MR ved 7.0 T vist oppmuntrende resultater for å overvinne utfordringene ved MS-differensialdiagnose ved å gi MS-spesifikke neuroimaging markører (f.eks. sentralt veneskilt, hypointense felgstrukturer og differensiering av MS grå materielesjoner). Disse markørene og andre kan identifiseres av andre MR-kontraster annet enn T1 og T2 (T2*, fase, diffusjon) og vesentlig forbedre differensiering av MS-lesjoner fra de som forekommer i andre nevroinflammatoriske forhold som nevromyelittoptikk og Susac syndrom. I denne artikkelen beskriver vi vår nåværende tekniske tilnærming for å studere cerebral hvite og grå materielesjoner hos MS-pasienter ved 7,0 T ved hjelp av forskjellige MR-anskaffelsesmetoder. Den oppdaterte protokollen inkluderer utarbeidelse av MR-oppsettet, inkludert radiofrekvensspolene tilpasset UHF-MR, standardisert screening, sikkerhet og intervjuprosedyrer med MS-pasienter, pasientposisjonering i MR-skanneren og oppkjøp av dedikerte hjerneskanninger skreddersydd for å undersøke MS.

Introduction

Multippel sklerose (MS) er den vanligste kroniske inflammatoriske og demyeliniserende sykdommen i sentralnervesystemet (CNS) som forårsaker uttalt nevrologisk funksjonshemming hos yngre voksne og fører til langvarig funksjonshemming1,2. Det patologiske kjennetegnet på MS er akkumulering av demyeliniserende lesjoner som forekommer i hjernens grå og hvite materie og også diffus nevrodegenerasjon i hele hjernen, selv i normal utseende hvit materie (NAWM)3,4. MS-patologi antyder at betennelse driver vevsskade i alle stadier av sykdommen, selv i de progressive stadiene av sykdom5. De første kliniske manifestasjonene av MS ledsages ofte av reversible episoder av nevrologiske underskudd og referert til som et klinisk isolert syndrom (CIS), når det bare antyder MS6,7. I mangel av en klar CIS, bør det utvises forsiktighet ved å stille en MS-diagnose: diagnosen bør bekreftes ved oppfølging og initiering av langsiktige sykdomsmodifiserende terapier bør utsettes, i påvente av ytterligere bevis8.

MAGNETISK resonansavbildning (MR) er et uunnværlig verktøy for å diagnostisere MS og overvåke sykdomsprogresjon9,10,11. MR ved magnetiske feltstyrker på 1,5 T og 3 T representerer for tiden et avgjørende diagnostisk verktøy i klinisk praksis for å oppdage spin-spin avslapningstid vektet (T2) hyperintense lesjoner og etablere nøyaktig diagnose av MS basert på den nåværende versjonen av McDonald-kriteriene8 i2017 . Diagnostiske kriterier for MS understreker behovet for å demonstrere formidling av lesjoner i rom og tid, og å utelukke alternative diagnoser8,12. Kontrastforbedret MR er den eneste metoden for å vurdere akutt sykdom og akutt betennelse8,men økende bekymringer angående potensiell langsiktig gadolinium hjerneavsetning kan potensielt begrense kontrastapplikasjonen som et viktig diagnostisk verktøy13,14,17. I tillegg kan differensiering av MS-lesjoner fra hjernehvite materielesjoner av annen opprinnelse noen ganger være utfordrende på grunn av deres ligner morfologi ved lavere magnetiske feltstyrker.

Selv om MR absolutt er det beste diagnostiske verktøyet for MS-pasienter, bør MR-undersøkelser og protokoller følge retningslinjer for Magnetic Resonance Imaging i MS-gruppen (MAGNIMS) i Europa18,19 eller Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) i Nord-Amerika20 for diagnostisering, prognose og overvåking av MS-pasienter. Standardiserte kvalitetskontrollstudier i samsvar med de nyeste retningslinjene på tvers av forskjellige sykehus og land er også avgjørende21.

MR-protokoller skreddersydd for MS-diagnose og overvåking av sykdomsprogresjon består av flere MR-kontraster, inkludert kontrast styrt av den langsgående avslapningstiden T1, spin-spin avslapningstid T2, den effektive spin-spin avslapningstiden T2*, og diffusjon vektet bildebehandling (DWI)22. Harmoniseringsinitiativer ga konsensusrapporter for MR i MS om å bevege seg mot standardiserte protokoller som letter klinisk oversettelse og sammenligning av data på tvers av områder23,24,25. T2-vektetavbildning er veletablert og brukes ofte i klinisk praksis for identifisering av hvite stoffer (WM) lesjoner, som er preget av hyperintens utseende26,27. Mens wm lesjonsbelastningen er et viktig diagnostisk kriterium for MS28, korrelerer den bare svakt med klinisk funksjonshemming, på grunn av manglende spesifisitet for lesjonsgrad og underliggende patofysiologi26,27,29. Denne observasjonen har utløst undersøkelser i parametrisk kartlegging av den tverrgående avslapningstiden T2 30. T2*-vektet bildebehandling har blitt stadig viktigere i bildebehandling MS. Det sentrale veneskiltet i T2* vektet MR anses å være en bestemt bildemarkør for MS-lesjoner27,31,32,33. T2* er følsom for jernavsetning34,35, som kan forholde seg til sykdomsvarighet, aktivitet ogalvorlighetsgrad 36,37,38. T2* ble også rapportert å reflektere hjernevevsendringer hos pasienter med mindre underskudd og tidlig MS, og kan dermed bli et verktøy for å vurdere utviklingen av MS allerede i et tidlig stadium39,40.

Forbedringer i MR-teknologi lover å bedre identifisere endringer i CNS hos MS-pasienter og å gi klinikere en bedre guide for å forbedre nøyaktigheten og hastigheten til en MS-diagnose11. Ultrahøyt felt (UHF, B0≥7,0 T) MR drar nytte av en økning i signal-til-støy-forhold (SNR) som kan investeres i forbedrede romlige eller tidsmessige oppløsninger, begge nøkkelen til overlegen avbildning for mer nøyaktige og definitive diagnoser41,42. Overføringsfelt (B1+) inhomogeneiteter som er en negativ egenskap av 1H-radiofrekvensen som brukes ved ultrahøye magnetfelt43, vil dra nytte av flerkanalsoverføring ved hjelp av parallell overføring (pTx) RF-spoler og RF-pulsdesigntilnærminger som forbedrer B1+ homogenitet og dermed letter jevn dekning av hjernen44.

Med ankomsten av 7.0 T MR, har vi oppnådd mer innsikt i demyeliniserende sykdommer som MS med hensyn til økt følsomhet og spesifisitet av lesjonsdeteksjon, sentral veneskiltidentifikasjon, leptomeningeal forbedring, og til og med med hensyn til metabolske endringer45. MS lesjoner har lenge blitt vist fra histopatologiske studier for å danne rundt årer og venules46. Den perivenøse fordelingen av lesjoner (sentralt veneskilt) kan identifiseres med T2* vektet MR46,47,48 ved 3,0 T eller 1,5 T, men kan best identifiseres med UHF-MR ved 7,0 T49,50,51,52. Bortsett fra det sentrale veneskiltet, har UHF-MR ved 7,0 T forbedret eller avdekket MS-spesifikke markører som hypointense felgstrukturer og differensiering av MS grå materielesjoner53,54,55,56. En bedre avgrensning av disse markørene med UHF-MR lover å overvinne noen av utfordringene med å differensiere MS-lesjoner fra de som forekommer i andre nevroinflammatoriske forhold som Susac syndrom53 og neuromyelitt optica54, samtidig som de identifiserer vanlige patogenetiske mekanismer under andre forhold eller varianter av MS som Balós konsentriske sklerose57,58.

Denne artikkelen beskriver vår nåværende tekniske tilnærming for å studere cerebral hvite og grå materielesjoner hos MS-pasienter ved 7,0 T ved hjelp av ulike avbildningsteknikker. Den oppdaterte protokollen inkluderer utarbeidelse av MR-oppsettet, inkludert radiofrekvensspolene (RF) skreddersydd for UHF-MR, standardisert screening, sikkerhet og intervjuprosedyrer med MS-pasienter, pasientposisjonering i MR-skanneren og oppkjøp av hjerneskanning dedikert til MS. Artikkelen er ment å veilede bildeeksperter, grunnleggende forskere, kliniske forskere, translasjonsforskere og teknologer med alle nivåer av erfaring og kompetanse som spenner fra traineer til avanserte brukere og applikasjonseksperter innen UHF-MR hos MS-pasienter, med det endelige målet om synergistisk tilkobling av teknologiutvikling og klinisk anvendelse på tvers av disiplinære domener.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Denne protokollen er for studier som er godkjent av etikkkomiteen i Charité - Universitätsmedizin Berlin (godkjenningsnummer: EA1/222/17, 2018/01/08) og Databeskyttelsesavdelingen og corporate governance av Charité - Universitätsmedizin Berlin. Det er innhentet informert samtykke fra alle før de inngår i studien.

1. Emner

MERK: Rekruttering av MS-pasienter foregår vanligvis noen dager opp til noen uker før MR-undersøkelsene ved 7,0 T.

  1. Rekrutter MS-pasienter av nevrologer fra poliklinikken på grunnlag av inklusjonskriterier (avhengig av nevroimmunologisk spørsmål) og eksklusjonskriterier (inkludert for eksempel implanterbare medisinske enheter som insulinpumper eller pacemakere eller graviditet).
  2. Under poliklinisk besøk, gi MS-pasienter en kort oppsummering av MR-undersøkelsen ved 7,0 T, samt en forklaring på sikkerhetstiltak knyttet til en 7,0 T MR-undersøkelse.
    1. Mens forholdsregler, spesielt ved 7,0 T, bør tas og en liste over kontraindikasjoner (f.eks. tabell 1) bør gjøres tilgjengelig for alle, bør du holde deg godt informert om ny innsikt i sikkerhetshensyn og beslutningsprosesser, spesielt med det brede spekteret av tilgjengelige implantater, fra pålitelige litteraturkilder59,60,61,62,63 . International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) og Society for MR Radiographers, Technologists (SMRT) gir sikkerhetsveiledning om MR-sikkerhetsstrategier og standarder for implantater og enheter 64.
    2. Sammen med helse,sikkerhetsansvarlig og medisinsk personell, vær godt informert om mulige farer, forholdsregler og løsninger som er tilgjengelige. Typen lokal RF-spole som brukes til undersøkelse er en nøkkelfaktor, samt implantatets posisjon og type59.
    3. Foreta en risiko-/nyttevurdering som samsvarer med lokale etiske hensyn63 hos personer med implantater, enheter eller tatoveringer, og vurder gevinstene som går tapt når restriksjonene er for konservative.
  3. Gi fagene time til eksamen på 7.0 T MR-skanneren en uke før MR-undersøkelsene. Kontakt pasienter med mobilitetsproblemer eller de som besøker fra en annen by tidligere enn dette. Parallelt med avtaletildelingen gir fagene viktig informasjon via elektronisk post: Dette inkluderer informerte samtykkedokumenter og skjemaer samt sikkerhetsinformasjon, inkludert en liste over kontraindikasjoner (tabell 1). Dette fungerer som forberedelse til diskusjonen som dekkes i trinn 1.9 til 1.14.
  4. Når du har innrømmet emnet i UHF-MR-bygningen eller -enheten og bekreftet identifikasjon, kan du vurdere deres bevissthet om de potensielle farene knyttet til UHF-magnetfeltene. Spesiell oppmerksomhet er nødvendig i tilfeller av passivt ledende implantater og for implanterbare medisinske enheter (f.eks. pacemakere og insulinpumper).
  5. Be om at hvert emne fyller ut et bekreftende skjema med hensyn til sikkerhetskravene for å gå inn i 5 Gauss (0,5 mT) -sonen, som anses å være det "sikre" nivået av statisk magnetfelteksponering for allmennheten. Denne sikkerhetssonen rundt omkretsen av hovedmagneten til MR-skanneren er spesifisert av avstanden der det bortkomne magnetfeltet tilsvarer 5 Gauss. 5 Gauss-linjen er ofte uthevet på gulvet. På grunn av det lange spekteret av magnetfeltet til en passivt skjermet 7,0 T MR-skanner i vårt tilfelle, bruk bygningens yttervegger til å spesifisere sikkerhetssonen i stedet for 5 Gauss-linjen.
    MERK: På den tiden da dette opptaket ble gjort, gjennomgikk verden coronavirus-pandemien i 2020, og hvert emne trengte å følge de tilsvarende retningslinjene som inkluderte distanseringsregelen på 1,5 m, munn- og nesebeskyttelse samt hånddesinfeksjon.
  6. Informer om tilgjengeligheten av skap nær inngangen til MR-bygningen, hvor de trygt kan stable bort verdisakene sine. Informer om at noen av deres personlige eiendeler (mekaniske klokker, bankkort med magnetstriper) utgjør en potensiell sikkerhetsrisiko og/eller kan bli skadet når de er nær magnetene etter en viss periode.
  7. Ledsager emnet til forberedelsesrommet der emnet vil bli undersøkt av legen, nevrologen eller studiesykepleieren.
  8. Spør om helsestatus og inntak av medisiner. Dokument i saksrapportskjemaet (CRF).
  9. Før alle undersøkende tiltak, spør om potensielle MR-kontraindikasjoner (graviditet, alle potensielle tidligere operasjoner med potensielle fremmedlegemer, tidligere skader med metalliske gjenstander, piercinger, tatoveringer, høreapparater, klaustrofobi, muskel- og skjelettproblemer, passivt eller aktivt gjennomføre implantater, inkludert tannimplantater, medisinsk utstyr som pace beslutningstakere og insulinpumper).
  10. Diskuter detaljer om bakgrunnen og målene for studien (informasjon sendt videre via e-post). Gi eventuelt informasjon om studiekilder (f.eks. om studien er undersøkerinitiert, bransjeinitiert eller bransjesponset). Statlige institusjonelle koblinger og potensielle interessekonflikter. Emnet må kunne forstå hensikten med studien og dens implikasjoner. Emnet har rett til å få tilgang til egne data, hvis det blir bedt om det. Ett år etter at studien er fullført, vil en rapport eller publikasjon være fritt tilgjengelig.
  11. Diskuter databeskyttelse og forsikringsrelatert informasjon. Alle data gjennomgår pseudonymisering før studiestart. Registrer personlige emnedata (inkludert navn, fødselsdato, adresser, kontaktnummer og pseudonymiserings-ID) i en identifikasjonsliste i etterforskerens nettstedsfil (ISF) og lås opp i et dedikert skap.
    1. Behold data i maksimalt 10 år. Kun autoriserte personer som er definert i etikkgodkjenningen av studien, har passordbeskyttet tilgang til dataene. Forsikringsrelatert informasjon omfatter ordninger for behandling og/eller erstatning ved skade på grunn av deltakelse i studien. Denne informasjonen sendes videre via e-post.
  12. Skissere studiens medisinske parametermålinger (f.eks. blodtrykk, hjertefrekvens, kroppsvekt, kroppshøyde, kroppstemperatur, graviditetstest ved fertilitet av kvinnelige forsøkspersoner). Denne informasjonen sendes også videre via e-post.
  13. Skisser MR-undersøkelsen. Informer hvert emne om potensielle fordeler, men også potensielle risikoer ved å gjennomgå en MR-undersøkelse ved UHF magnetfelt før du går inn i MR-sikkerhetssonen. Denne informasjonen sendes også videre via e-post.
  14. Sikre etisk integritet, attester at studien er godkjent av etikkutvalget og berolige pasienter med hensyn til studiedeltakelse. Informer faget om at det er frivillig å delta på eksamen og at de alltid kan avbryte eksamen når som helst, uten ekstra begrunnelse eller negative konsekvenser.
  15. Innhente informert samtykke, muntlig så vel som skriftlig.
  16. Etter samtykke vil emnet bli tildelt en pseudonymisert ID, og alle data vil bli registrert og lagret under dette pseudonymet.

2. FORBEREDELSE AV MR-oppsett

MERK: Følgende utføres før motivet ankommer UHF-MR-bygningen.

  1. Slå på MR-anskaffelsesprogramvaren. Magneten er alltid på.
    1. For noen skannere (f.eks. Siemens MR-systemet som brukes til å skaffe seg de representative resultatene i denne protokollen) starter en bryterboks i operatørrommet (figur 1) MR-systemet (graderinger og programvare): Vri på tasten med klokken, trykk på den blå System on-knappen for å starte programvaren (syngo). Det vises et vindu på skanner-PCen som krever passordbekreftelse.
  2. Koble en RF-spole dedikert til head MR til MR-systemet. På en Siemens 7.0 T er dette vanligvis en 1-kanals sirkulær polarisert (CP) sending (1Tx (CP)), 24-kanals mottak (24Rx) RF-spole (figur 2) eller alternativt en 1Tx (CP)/32Rx RF-spole. Disse RF-spolene kobles via 4 plugger til pasienttabellen (merket X1 - X4).
    MERK: På et Philips- eller General Electric (GE) 7.0 T MR-system vil en typisk hodespole være en 2Tx (CP)/32Rx RF-spole. Denne RF-spolen er koblet via 3 plugger og grensesnittbokser til pasienttabellen. Alle disse RF-spolene krever ikke pasientspesifikk justering og matching.
  3. For små RF-spoler, bruk ørepropper i stedet for hodetelefoner som hørselsvern.
  4. Forbered pasientsengen. Ha ørepropper, myke puter, benpute, teppe og sengetrekk lett tilgjengelig, i nærheten av MR-skanneren.
  5. Pasientsengen skal være i uttrekkbar posisjon klar for motivet.

3. Fagforberedelse

  1. Før emnet til garderoben og be emnet om å bytte til skrubber. Kun undertøy uten metall og uten radiofrekvensidentifikasjonsbrikker må brukes. Forsikre deg nok en gang om at alle metallgjenstander som briller, smykker, mobiltelefoner ikke kommer inn i 7.0 T MR-operatøren og skannerrommet.
  2. Utfør alle forberedende tiltak som er nevnt i trinn 1.11.
  3. Be forsøkspersonene tømme blæren før MR-målingene. Utfør graviditetstester hos kvinnelige personer i barnebærende alder.
  4. Følg den frivillige til 7.0 T MR-skannerrommet via operatørrommet. Før du går inn i 7.0 T MR-skannerrommet, må du igjen kontrollere at det ikke finnes metallgjenstander.
  5. Gå sakte til 7.0 T undersøkelsesbordet. Passivt skjermede magneter har en større størrelse på det magnetiske frynsefeltet enn aktivt skjermede. Små jernholdige gjenstander kan allerede oppleve attraktive krefter / dreiemomenter ved døren til rommet som inneholder en passivt skjermet magnet.
  6. Be emnet legge seg på bordet og gjøre dem så komfortable som mulig. Tilbyr små hode- og armkomfortputer samt benpute samt et teppe for å unngå at motivet blir kaldt.
  7. Koble et MR-sikkert pulsoksymeter til motivet for å overvåke oksygenmetning (SpO2), pulsavlesninger og vitale tegn fra motivet under MR-prosedyren.
  8. Gi ørepropper og en håndholdt klemmekule (alarm) som skal brukes under MR-undersøkelsen i nødstilfeller. Be motivet om å trykke på klemmekulen for å bekrefte at den fungerer som den skal.
  9. Be motivet om å bevege seg nærmere RF-hodespolen (Figur 2). Skift TX-delen og den øvre RX-spoledelen av RF-spolen mot serviceenden for plassering av motivets hode (figur 2). Slå på isosenterposisjoneringsenheten.
    1. I noen MR-skannere (f.eks. Siemens- og GE MR-systemer) bruker du en laser. Beveg motivtabellen svært sakte slik at laserposisjoneringen er i full overens linje med markørkorset på toppen av RF-spolen. Lagre denne posisjonen. Under laserposisjoneringen, be motivet om å lukke øynene. Andre UHF-MR-leverandører har andre systemer for posisjonering. I alle tilfeller må du kontrollere at merket på RF-spolen er justert etter isosenterposisjoneringsenheten.
  10. Pass på at hodet er plassert nøye og konstater at motivet er behagelig.
  11. Flytt motivtabellen svært sakte til isosenteret til MR-skanneren. Ved 7,0 T er det spesielt viktig å bevege bordet sakte for å unngå og redusere bivirkninger som metallisk smak, svimmelhet, svimmelhet som er forårsaket av induksjonsstrømmer65,66,67. For å oppfylle dette kravet, juster hastighetsprofilen til tabellbevegelsen til B0*(grad(B0))av noen leverandører. Det anbefales at pasientbordbevegelsen stilles inn lavere enn 0,66 T/s 67.
  12. Kommuniser med motivet mens du kjører bordet, og forklar at eventuelle bivirkninger vil forsvinne så snart bordet stopper opp. Motivet kan fortsatt føles svimmel eller oppleve en metallisk smak når du beveger bordet mot midten av magneten. Vår erfaring er at disse effektene er små og fullstendig reversible67,68.
  13. Før du forlater skannerrommet, må du sørge for at motivet er komfortabelt og villig til å starte med MR-undersøkelsen.
  14. Bruk intercomen til å kontrollere riktig kommunikasjon med motivet etter at du har forlatt skannerrommet. Emnet kan når som helst kontakte studiepersonellet.
  15. Fortsett å overvåke fagets tilstand og bekreft om emnet fortsatt er komfortabelt gjennom hele undersøkelsen, inkludert alle de neste trinnene til slutten av studien.

4. Datainnsamling

MERK: I det følgende kan noen av referansene til brukergrensesnitthandlinger eller spesifikke skanneprosedyrer bare være gyldige for ett bestemt MR-system (7.0T Magnetom, Siemens healthineers, Erlangen, Tyskland). Kommandoene og prosedyrene varierer mellom leverandører og programvareversjoner. Følgende protokoll følger retningslinjene for Magnetic Resonance Imaging i MS-gruppen (MAGNIMS) i Europa18,19 og Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) i Nord-Amerika20 for diagnostisering, prognose og overvåking av MS-pasienter.

  1. Angi nødvendige studie- og emnedetaljer (prosjektnummer, pseudonymisert ID, fødselsdato, høyde, vekt, fagstilling (dvs. hodeflis og liggende stilling), navn på undersøker). Trinnene varierer mellom 7.0 T MR-systemer fra forskjellige leverandører. I alle tilfeller må du kontrollere at riktig studieprotokoll er lastet inn.
    1. For Siemens-skannere klikker du på den øvre linjen på displayet (Pasient | registrering) i syngoprogramvaren. Skriv inn pasientinformasjon, velg studieprotokoll og klikk på Eksamen. Den valgte studieprotokollen er lastet inn, og eksamensvinduet åpnes. På høyre side av dette vinduet vises eventuelle lagrede bildesekvenser for den valgte studieprotokollen.
  2. Kjør bildesekvenser i den rekkefølgen som er angitt i den valgte studieprotokollen. Parametrene for disse bildesekvensene bør planlegges i forkant av pasientundersøkelser og lagres i henhold til ovennevnte CMSC- og MAGNIMS-retningslinjer for diagnosen18, samt prognose og overvåking av MS-pasienter19.
  3. Justeringer og speiderbilder
    1. Før datainnsamlingen av MS-undersøkelsen, utfør de nødvendige justeringene ved hjelp av Localizer-sekvensen (også referert til som speidersekvens). Dette er vanligvis en GRADIENT ECHO (GRE)-sekvens og inneholder justeringsprotokollene som må utføres før skanning.
      MERK: Justeringer inkluderer en korreksjon (shimming) av det inhomogene statiske magnetiske feltet (B0). B0 inhomogeniteter oppstår på grunn av den store magneten og på grunn av følsomhet i kroppen (f.eks. luft, bein, blod) og deres fordeling. Inhomogeniteter utvider frekvensfordelingen av spinnene og kan også forårsake betydelig intravoksel defasering; Dette er ikke et problem i RF-refokuserte (spin-echo) sekvenser, men kan redusere signalamplitude betydelig i de fleste av følgende sekvenser, spesielt T2* vektede oppkjøp. Justeringer gjøres automatisk på kliniske MR-skannere (enheter med feltstyrker B0≤7,0 T). På noen skannere (f.eks. Siemens 7.0 T MR-skannere) startes vanligvis aktivt av operatøren. Hvis du vil ha spesifikke detaljer om hvordan du velger og bruker sekvenser, kan du se brukerhåndboken som er spesifikk for systemkonfigurasjonen.
    2. Velg Lokalisering. På Siemens-skannere merker du sekvensen til høyre i vinduet og klikker på venstre pil for å flytte sekvensen til venstre side av vinduet for å legge den i kø i arbeidsflyten. Kontroller at alle kanaler er valgt for RF-spolen som brukes. Localizer-sekvensen er også viktig for planlegging av retningen til bildeskivene i de påfølgende sekvensene. På dette tidspunktet er ingen avbildning tilgjengelig, så justeringsvolumet kan ikke endres.
    3. Kjør justeringer etter behov for det bestemte MR-systemet (se brukerhåndboken). På Siemens-skannere inkluderer dette frekvens- og senderjusteringer for å stille inn grunnfrekvensen og spenningen som kreves for RF-spolen og forsterkereffekten som brukes, samt 3D-shimming for å korrigere inhomogeneiteten til det statiske magnetfeltet (figur 3):
    4. Velg Alternativer | Justeringer. Faner for Frekvens, Sender, 3D Shim og andre vises i den nedre linjen i vinduet. Under Frekvensvelger du Gå til grunnfrekvensen er sentrert og Ja vises. Under Sendersetter du spenningen i henhold til RF-spolen og forsterkereffekten som brukes (for 24-kanals mottak Rx RF-hodespolen bruker vi 300 V) og Apply.
    5. Under 3D Shim velger du Mål, og når B0-kartet genereres, trykker du på Beregn for å hente avstandsverdiene. Repetisjonsfrekvens og 3D Shim justeres minst to ganger til avstandsverdiene samsvarer med de forrige. Trykk Bruk og lukk. På Philips- og GE 7.0 T-skannere må du utføre justeringer i bakgrunnen før hver sekvens (det kreves tilbakemelding fra operatøren for justeringskontroll).
    6. Kjør Localizer-sekvensen i 3 retninger. Sekvensparametere: Anskaffelsestid (TA) = 160 ms. Siden ingen bilder er tilgjengelige ennå, still inn posisjonen ved isosenter, rotasjon = 0 °. Andre parametere: matrix = 256×256, FOV = 250 mm, stykketykkelse = 7,0 mm, stykkegap = 7,0 mm (100 %), TR = 7,0 ms, TE = 3,03 ms, Gjennomsnitt (gj.snitt) = 1, Vend vinkel (FA) = 2 °, ingen fett- eller vannundertrykking. Stykkegruppe 1 (sagittal retning, fasekodingsretning A>P), stykkegruppe 2 (tverrretning, fasekoding (PE) retning A>P), stykkegruppe 3 (koronarretning, fasekodingsretning R>L). Tre stykker er anskaffet for alle stykkegrupper. På dette tidspunktet gjøres det ingen endringer i geometrien.
    7. Skaff deg speiderbildene.
    8. Kontroller om justeringsvolumet ble riktig angitt ved hjelp av LOCALIZER MR-avbildningene. Juster justeringsvolumet etter FOV og sentralt justert etter motivets hode. Hvis den ikke er justert, justerer du riktig og utfører justeringene på nytt.
    9. Viktig: Hver gang justeringsvolumet eller antall RF-kanaler som brukes, endres, må du utføre justeringer på nytt.
      1. På Siemens-systemer bør du unngå dette ved å kopiere justeringsvolumet fra den siste lokalisatoren der justeringsvolumet ble riktig innstilt: Velg den siste skanningen med riktig justering, høyreklikk Kopier parameter, og velg Juster volum i det åpne vinduet. Omstendigheter der ytterligere justeringer er nødvendig inkluderer spesielle bildesekvenser som krever mer intensive shimming teknikker (f.eks. ekkoplanar bildebehandling (EPI)).
  4. Oppkjøp av dedikerte MR-bildesekvenser
    1. Det finnes flere sekvenser med forskjellige kontraster (T1, T2, T2*, fase, QSM, diffusjon) for å studere MS-patologi (figur 11). De som er best egnet for kliniske behov eller forskningsspørsmål, kan velges ut og organiseres innenfor studieprotokoller på MR-systemet for bruk under de spesifikke relevante forskningsprosjektene eller kliniske studiene. Det finnes flere praktiske guider og vurderinger for å studere, oppdage og definere multippel skleroselesjoner på MR 8,50,69. Hvert MR-system vil ha forskjellige driftsprosedyrer og brukergrensesnitt for å anskaffe de dedikerte MR-sekvensene (figur 4). På Siemens-systemer kan du se listen over MR-metoder (sekvenser) til høyre for hver studieprotokoll og kø i sekvenslisten til eksamensvinduet (til venstre). Nedenfor er noen sekvenser som vi bruker på en Siemens 7.0 T MR-skanner for å studere MS-patologi. Når du planlegger sekvensplasseringer, må du gjenta justeringer hvis det er nødvendig.
  5. Magnetisering forberedt - RApid oppkjøp gradient ekko (MPRAGE)
    1. MPRAGE er en T1-vektet3D sagittal inversjon recovery-forberedt spoiled-GRE sekvens for høy romlig oppløsning og T1-kontrast. Formålet er vanligvis anatomisk, og det er nyttig å vurdere volumtap i MS70. Det ble først brukt hos MS-pasienter for å forbedre påvisning av kontrastforbedret lesjoner (CELer)71. MPRAGE gir utmerket T1-avhengig kontrast mellom grå materie (GM), hvit materie (WM) og cerebrospinalvæske (CSF) selv uten kontrastmiddel72. I kombinasjon med en T2-vektetsekvens som FLAIR (se nedenfor), er det en mye brukt T1-vektetteknikk i multimodale segmenteringsmetoder og voxelbasert morfometri73. Cortical MS lesjonsdeteksjon og klassifisering ved hjelp av MPRAGE forbedres betydelig av bedre parallell bildeytelse og økende SNR og romlig oppløsning tilgjengelig ved 7.0 T 74.
    2. Bruk følgende MPRAGE-sekvensparametere: TA = 5 min 3 s, 3D-modus, isotropisk oppløsning = [1,0×1,0×1,0]mm³, matrise = 256×256×256, FOV = 256 mm, sagittal orientering, PE-retning A>P, skiver per plate = 192, stykketykkelse = 1,0 mm, stykkegap = 0,5 mm, TR = 2300 ms, TE = 2,98 ms, gj.snitt = 1, sammenkoblinger = 1, ikke noe filter, inversjon utvinning evolusjonstid TI = 900 ms, FA = 5 °, ingen fett- eller vannundertrykking, grunnoppløsning = 256, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 4A).
    3. Erverv i sagittal orientering som er i tråd med interhemisfærisk sprekk. Siden MPRAGE er en 3D-sekvens, kan bildene fortsatt registreres på grunnlinjeskanningen på slutten av studien.
  6. Magnetiseringsforberedt 2 - Rask anskaffelse gradient ekko (MP2RAGE)
    1. Dette er en T1-vektet3D-sekvens med samtidig T1-tilordning; en to inversjonskontrastmagnetiseringsbestilt rask graderingsekkosekvens for robuste mål for hvit materielesjonsvolum75. MP2RAGE-sekvensen produserer bilder med forskjellige kontraster, for eksempel to graderte ekkobilder med forskjellige inversjonstider og vendevinkler, et T1w-bilde uten støyende bakgrunn og et T1-kart. Kvantitativ T 1-kartlegging gir ytterligere diagnostisk informasjon hos MS-pasienter for bedre å diskriminere lesjonsundertyper og muliggjøre raskere iscenesettelse av sykdomsaktivitet76. MP2RAGE ble nylig vist å forbedre visualiseringen av subpial intracortical lesjoner (Figur 13A)77, som er forbundet med meningeal betennelse i MS78 og er i stor grad vanskelig å oppdage selv med høyere feltstyrker og avanserte metoder. MP2RAGE-koden med åpen kildekode er tilgjengelig fra utvikleren: https://:github.com/JosePMarques/MP2RAGE-relaterte skript
    2. Bruk følgende MP2RAGE-sekvensparametere: TA = 11 min 37 s, 3D-dimensjon, sagittal orientering, PE-retning A>P, romlig oppløsning = [1,01,0]mm², matrise = 256×256, FOV = 256 mm, FOV-fase = 93,75 %, plater = 1, skiver per plate = 176, stykketykkelse = 1,0 mm, stykkegap = 0,5 mm, TR = 5000 ms, TE = 3,18 ms, gj.snitt = 1, sammenkoblinger = 1 = 1= 1 TI 1 = 700 ms, TI 2 = 2500 ms, FA 1 = 4 °, FA 2 = 5°, ingen fett- eller vannundertrykking, grunnoppløsning = 320, parallell bildebehandling med GRAPPA, AFPE = 3 (Figur 5).
    3. Kjør MP2RAGE med samme retning og posisjonering som MPRAGE.
  7. Væske-svekket inversjon utvinning (FLAIR)
    1. FLAIR er en 3D-sekvens som bruker T2-vektetvæske-svekket inversjonsgjenoppretting (FLAIR) med CSF-signalundertrykking for å vurdere formidling av nye MS-lesjoner over tid (på Siemens-skannere brukes den sammen med SPACE (Sampling Perfection with Application-optimized Contrasts using different flip angle Evolutions, imaging module ). Fordelene med denne sekvensen inkluderer høy isotropisk oppløsning, lav SAR, parallell bildemulighet, CSF-undertrykkelse og derfor bedre påvisning av lesjoner ved hjerneparenchymale grenser. FLAIR er spesielt gunstig for å identifisere kortikale lesjoner (Figur 13B)79 og leptomeningeale forbedringer (LME) postkontrast i MS-hjerner80. Interessant nok var påvisning av LME hos MS-pasienter ved 1,5 T betydelig høyere ved bruk av FLAIR CUBE (bildebehandlingsmodul for GE MR-systemer) sammenlignet med FLAIR SPACE (Siemens)81. 3D FLAIR SPACE ble vist å være en attraktiv T2-vektetsekvens som komplementerer ovennevnte T1-vektetMP2RAGE-sekvens for lesjonsdeteksjon hos MS-pasienter76. Vanligvis er begge sekvensene samregistrert med tverrsnittslesjonssegmenteringer for å gjengi felles MS-lesjonskart82. Nylig identifiserte FLAIR (på et 3.0 T Philips MR-system) at Susac syndrompasienter hadde betydelig større sannsynlighet for å presentere med LME enn MS-pasienter83.
    2. Bruk følgende FLAIR-sekvensparametere: TA = 6 min 16 s, 3D-modell, sagittal orientering, PE-retning A>P, isotropisk oppløsning = [0,8×0,8×0,8]mm³, matrise = 320×320×320, FOV = 256 mm, plater = 1, stykke oversampling = 18,2 %, skiver per plate = 176, FOV-fase = 87,5 %, stykketykkelse = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TE = 398 ms, gj.snitt = 1, sammenkoblinger = 1, rå- og bildefilter, TI = 2150 ms, ingen fett- eller vannundertrykking, akselerasjonsfaktor langs fasekodingsretningen AFPE = 4 (Figur 6).
    3. Kjør sekvensen i sagittal orientering, samme som MPRAGE- og MP2RAGE-sekvensene.
    4. Øk FOV-fasen i sekvensparametertilordningen til 100% hvis nesen er utenfor den gule rammen. Dette endrer TA til 6 min 56 s.
  8. Raskt skudd med flere ekkoer med lav vinkel (FLASH-ME)
    1. FLASH-ME er en 2D T2*-vektet GRE-sekvens som får flere ekko med forskjellige ekkotider. En lignende sekvens ble tidligere brukt ved 7,0 T som et kvantitativt verktøy for å estimere T2* avslapningsrater, for å studere mønstre av cytoarkitektural organisering gjennom hele cortex i helsekontroller 84. Mer nylig ble kvantitativ T2* kartlegging brukt til å studere kortikale vevsintegritet hos MS-pasienter, og kognitiv svikt ble vist å korrelere med T2 * økning, uavhengig av kortikal tykkelse eller tilstedeværelse av lesjoner85. Når du bare bruker den lengste ekkotiden, brukes sekvensen til å avgrense MS-hvite materielesjoner som er sentrert rundt et lite venøst kar (sentralt veneskilt, figur 12), spesielt de som er nær ventriklene (Figur 14a)42,55.
    2. Bruk følgende FLASH-ME-sekvensparametere: TA = 12 min 10 s, 2D-modus, tverrretning, i planoppløsning = [0,47×0,47]mm², matrise = 512×512, FOV = 238 mm, stykker = 52, stykketykkelse = 2,0 mm, ingen stykkegap, 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 økningen i ekkotiden er et multiplum av fettvannsskiftet på 3,5 ppm), gj.snitt = 1, sammenkoblinger = 1, FA = 35 °, ingen fettundertrykking (Figur 7).
    3. Bruk 3D MPRAGE og de koronale, tverrgående lokaliseringsbildene til å planlegge geometrien til 2D FLASH-ME-skanningen.
    4. Juster FOV og skiver slik at hele hodet er i midten (se ovenfor).
    5. Flytt og vipp 2D FLASH-ME FOV ved hjelp av zoom- og panoreringsverktøyet på de sagittale MPRAGE-bildene slik at den nedre grensen til FOV (gul ramme) er på linje med den nedre corpus callosum-linjen (subcallosal plane).
    6. Flytt hele stabelen etter angulering, slik at det øverste laget slutter med skallen calotte. Stabelen dekker ikke hele hjernen. Større stabler øker måletiden og introduserer magnetiske følsomhetsartefakter i nesehulen.
    7. Endre justeringsvolumet hvis det ikke lenger er justert etter geometrivolumet. Gjenta om nødvendig justeringene (se ovenfor).
  9. Følsomhet vektet bildebehandling (SWI)
    1. For SWI bruker du størrelses- og fasedata for en fullstendig strømningskompensert 3D T2*-vektet GRE-sekvens. For å forbedre følsomhetskontrasten genereres vektingsmasker fra fasedata og multipliseres med størrelsesbilder i SWI86. SWI forbedrer kontrasten mellom årer og omkringliggende vev87, og identifiserer også jernavsetning hos MS-pasienter88. En avsetning av jernbelastede makrofager forekommer ved kantene av kronisk demyelinerte MS-lesjoner89, og dette presenterer som et hyperintenssignal ved lesjonskanten på fasebilder89,90 og et redusert signal (hypointense rim) på T2*-vektede bilder etter bearbeidet ved hjelp av SWI in vivo og post mortem91 ( Figur14b ). 3D-koding muliggjør kortere TR-er og lavere flipp-vinkler, og muliggjør dermed hele hjernedekningen, reduserer oppkjøpstiden og senker følsomheten til B1+ feltperturbasjoner92. Parallell avbildning reduserer også anskaffelsestiden. generalisert autokalibrering av delvis parallelle anskaffelser (GRAPPA) parallellavbildning rekonstruerer størrelses- og fasebilder for hver kanal og kombinerer dem for å generere de endelige bildene93,94.
    2. Bruk følgende SWI-sekvensparametere: TA = 9 min 26 s, 2D-modus, romlig oppløsning: [0,30,3]mm², matrise = 768×768, FOV-lesing = 256 mm, FOV-fase = 68,75 %, plater = 1, skiver per plate = 120, stykketykkelse = 1,0 mm, stykkegap = 0,2 mm, sterk tverrretning, PE-retning R>L, TR = 30 ms, TE = 15,3 ms, gj.snitt = 1, avg = 1, sammenkoblinger = 1, FA = 30 °, ingen fett- eller vannundertrykking, grunnoppløsning = 768, faseoppløsning = 100 %, stykkeoppløsning = 100 %, fasedelt Fourier = 6/8, del firere = 6/8, parallell bildebehandling med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 8).
    3. Skaff deg i tverrgående orientering og ikke innføre noen angulation som dette gjør postbehandling vanskeligere.
    4. Flytt stykkeplaten i kranialretningen slik at den øverste kanten er på linje med skallen calotte. Fortreng platen i ventral eller dorsal retning, slik at hjernen er helt midt i FOV.
  10. Kvantitativ følsomhetskartlegging (QSM)
    1. For QSM bruker du en 2D T2*-vektet GRE-sekvens (bruker seks ekko ganger med flytkompensasjon for det første ekkoet). QSM er en etterfølger til SWI, og ideen bak det er å gi et voxel-by-voxel-estimat av følsomhetsfordelingen95. QSM bruker fasebilder og genererer en 3D-følsomhetsdistribusjon. Voxelintensiteten er lineært proporsjonal med den tilsynelatende magnetiske følsomheten til det underliggende vevet. Når du studerer MS-patologi, gir QSM viktig informasjon om vevssammensetning og mikrostruktur som myelininnhold i hvitt materiale og jernavsetning i grå materie95. De forskjellige MS-patofysiologiske prosessene som bidrar til MR-målbare signalendringer er komplekse, slik at en kombinasjon av forskjellige MR-metoder er gunstig: mens QSM er mer følsom for MS-relaterte vevsendringer, viser det også en additiv effekt av jernakkumulering og demyelinering (begge fremmer magnetisk følsomhet), er dette i motsetning til T2* kartlegging, der både patofysiologiske prosesser i MS vil utøve motstridende effekter: demyelination øker T2* rate mens jernavsetningen minker T2*96. QSM løser nøyaktig det magnetiske følsomhetsfølsomme romlige mønsteret sammenlignet med fasebilder og viser derfor både faste og felgmønstre av følsomhet mer presist og pålitelig97. Ved å kombinere T2*-vektede bilder med SWI og QSM, er det også mulig å studere endringer i jerninnhold i lesjoner under sykdomsprogresjon i MS: mens ikke-jernbelastede lesjoner er hyperintense i alle sekvenser, er jernbelastede lesjoner hypointense i T2 * og SWI, men ikke QSM 98.
    2. Bruk følgende QSM-sekvensparametere: TA = 7 min 43 s, 2D-modus, plater = 1, PE-retning A>P, i planoppløsning = [0,49×0,49]mm², matrise = 448×448, FOV-lesing = 220 mm, FOV-fase = 90,6 %, stykker per plate = 96, stykketykkelse = 1,0 mm, oversampling av stykke = 8,3 %, TR = 36 ms, TE 1-6 = 6,15 ms, 11,22 ms, TE1-6 = 6,15 ms, 11,22 ms, 16,32 ms, 21,42 ms, 26,52 ms, 31,62 ms, gj.snitt = 1, sammenkoblinger = 1, bildefilter, FA = 30 °, ingen fett- eller vannundertrykking, grunnoppløsning = 448, fasedelt Fourier = 6/8, stykke delvis Fourier = 6/8, parallell bildebehandling med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 9).
    3. Flytt og vipp FOV ved hjelp av zoom- og panoreringsverktøyet på de sagittale MPRAGE-bildene slik at den nedre grensen til FOV (gul ramme) er på linje med den nedre corpus callosum-linjen (subcallosal plane).
    4. Flytt stykkestakken kranialt slik at det øverste laget er justert etter skallekalotten.
  11. Diffusjonsvektet ekkoplanaravbildning (DW-EPI)
    1. For DW-avbildning bruker du en 2D EPI-sekvens med 64 forskjellige diffusjonskodingsretninger ved b-verdi b = 0 s/mm2 og b = 1000 s/mm2. DW-avbildning oppdager diskrete endringer i vevsmikrostruktur, inkludert diffus nevrodegenerasjon og demyelinering i NAWM i tidlig stadium MS som ofte går glipp av konvensjonell MR99,100. Tidligere diffusjonsstudier i MS rapporterte økt gjennomsnittlig diffusivitet i kortikale lesjoner101. En nyere studie ved 7.0 T avslørte lignende funn, men også en lavere intracellulær volumfraksjon i tidlig stadium MS; det intracellulære rommet ble skilt fra den isotropiske volumfraksjonen (ødem eller CSF) og ekstracellulær plass ved å tilpasse en tre-roms vevsmodell til DW-bildene 102. En reduksjon i intracellulær volumfraksjon ble ikke bare rapportert i kortikale og WM-lesjoner, men også i NAWM, sammenlignet med WM av kontroller102. I WM-lesjoner ble det reduserte intracellulære rommet ledsaget av økt gjennomsnittlig diffusivitet og fraksjonell anisotropi, noe som indikerer demyelinering og axonal tap102. DW-EPI er vanligvis knyttet til geometriske forvrengninger som vises som strakte eller komprimerte bildepunkter i det anskaffede bildet. For å kompensere for dette er det innført omvendte fasegradienttilnærminger, der det samme stykket anskaffes to ganger ved hjelp av motsatt fasekoding (PE) polariteter 103,104. De motsatte romlige forvrengningsmønstrene kan justeres, og bildene kombineres ved hjelp av registreringsverktøy. For forvrengningskorrigering oppnås det samme bildet med en omvendt PE-retning, men uten diffusjonsvekting, og dermed en reduksjon i anskaffelsestiden.
    2. Bruk følgende DW-EPI-sekvensparametere: TA = 14 min 02 s, 2D-dimensjon, tverrretning, A>P PE-retning, romlig oppløsning = [1,951,95]mm², matrise = 256×256, FOV read = 500 mm, skiver = 30, FOV fase = 100,0 %, stykketykkelse = 2,0 mm, stykkegap = 2,0 mm, TR = 12000 ms, TE = 115 ms, gjsn = 1, sammenkobling = 1, fettundertrykking, grunnoppløsning = 256, faseoppløsning = 100 %, fasedelt Fourier = 6/8, parallell bildebehandling med GRAPPA, AFPE = 3, diffusjonsmodus = MDDW, 2 diffusjonsvekter: b-verdi 1 = 0 s/mm², b-verdi 2 = 1000 s/mm², diffusjon = 64 (Figur 10).
    3. Skaff deg i tverrgående orientering og ikke innføre noen angulation som dette gjør postbehandling vanskeligere.
    4. Flytt FOV slik at den øvre linjen i lagblokken er på linje med hodeskallekalotten. Skift dorsoventrally slik at hjernen er nøyaktig midt i FOV.
    5. Skaff deg sekvensen i to reverserte polariteter i fasekodingsretningen (PE) for å avbryte forvrengningsartefakter under etterbehandling. For å kjøre den omvendte polaritetssekvensen, gjenta 2D EPI-sekvensen igjen, og velg nå versjonen av sekvensen med PE-retningen i P>A. Endrede sekvensparametere: TA = 1 min 14 s, P>A PE-retning, 1 diffusjonsvekting: b-verdi = 0 s/mm².
    6. Kjør denne sekvensen med samme retning og plassering som forrige 2D EPI-sekvens.
    7. Kontroller at fasekodingsretningen er satt til P>A i parameterkategorien Rutine. Hvis ikke, bytt ved å legge inn 180°.
    8. Så snart den siste sekvensen er ferdig og rekonstruert, er MR-undersøkelsen klar.
    9. Dokumenter alle anskaffede sekvenser og tilhørende beskrivelser i CRF.

5. Avslutte MR-undersøkelsen

  1. Gå inn i MR-skannerrommet og flytt motivbordet sakte bort fra isosenteret.
  2. Vurder tilstanden til motivet og spør om eventuelle bivirkninger før, under eller etter målingene. Spør spesifikt om svimmelhet, lysblink, følelse av varme eller kulde, generelt ubehag, muskelrykninger, metallisk smak eller andre effekter.
  3. Dokumenter alle observasjoner (inkludert bivirkninger) i CRF.
  4. Etter en siste konsultasjon blir emnet ledsaget til garderoben, deretter til skapet for å hente verdisakene som er lagret der og deretter til utgangen av bygningen. Som sikkerhetstiltak følger alltid med besøkende personer.
  5. Arkiver alle skriftlige dokumenter (CRF, emne-ID-liste, studiesamtykkeskjemaer) i undersøkerens nettstedsmappe og lås på et trygt sted. Lagringsperioden er minst 10 år.

6. Sikkerhetskopiering av data

MERK: Hvert MR-senter følger sine egne retningslinjer for å lagre og trygt sikkerhetskopiere MR-data. Digitale MR-data skal lagres på en passordbeskyttet server. Fremgangsmåten nedenfor er typisk for et Siemens 7.0 T MR-system.

  1. Velg deltaker-ID-nummeret i pasientleseren, og velg Overfør.
  2. Velg Eksporter til Frakoblet, og skriv inn banen til en lokal mappe (for eksempel C:\temp).
  3. Kontroller om prosessen er fullført (fra Overføring | Status for lokal jobb).
  4. Velg Avansert bruker (Ctrl+Esc) og lås opp ved å skrive inn administrativt passord.
  5. Når Avansert bruker er aktivert, går du til Windows Utforsker (Ctrl+Esc).
  6. Flytt Dicom-dataene fra lokal mappe til en sikker Dicom-datastudiemappe på den passordbeskyttede serveren.

7. Systemavslutning

  1. Slå av systemet i henhold til systemets krav. For Siemens-skannere bruker du den øvre linjen i syngoprogramvaren til å slå av programvaren. Slå av MR-systemet (blå knapp på Siemens-skannere) først etter at programvaren er slått av. Vri tasten til venstre.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 26 år gammel kvinne diagnostisert med relapsing remitterende MS (RRMS) ble undersøkt ved 7.0 T ved hjelp av de ovennevnte protokollene (Figur 11). Noen forvrengninger i B1+ profilen kan observeres i MR-bildene. Dette forventes ved flytting til høyere resonansfrekvenser43; de kortere bølgelengdene øker destruktive og konstruktive forstyrrelser105,106. For å hente MR-bildene (Figur 11, Figur 12, Figur 13, Figur 14), brukte vi en enkeltkanals overføringsvolumspole på et Siemens 7.0 T MR-system der en manuell justering av fase og amplitude ikke var mulig å kompensere for B1+ inhomogeneities. Teknologier for flere overføringer gir gradene av frihet for parallell overføring som kreves for å modulere B1+ feltdistribusjon44dynamisk. Mens B1+ mønsteret ikke kan endres for et enkelt overføringselement av en gitt spole, kan de elektromagnetiske egenskapene til omgivelsene endres, som vist med dielektrisk polstring fylt med vann107 eller kalsium titanate suspensjoner108 som brukes ved 7.0 T. Geometrisk skreddersydde dielektriske pads har vist seg å være effektive ved avbildning av hjernen 109, 110 og spesielt det indre øret111, et utfordrende sted å bilde på grunn av inhomogeneiteter fra følsomhetsforskjeller mellom indre ørevæsker og bein.

Vist i figur 11 er skyttene og tverrgående syn på pasientens hjerne ved hjelp av forskjellige protokoller som gir forskjellige kontraster. Fire og et halvt år før 7.0 T MR-undersøkelsen presenterte pasienten diplopi og uklart syn. Diagnosen ble opprinnelig etablert, basert på McDonald-kriteriene8 i 2017 på grunn av periventrikulær, jukstakortisk og infratentorial MR-lesjonsfordeling og basert på forekomsten av både gadoliniumforbedrende og ikke-forsterkende lesjoner ved 3,0 T. CSF-funn var innenfor normale grenser. Medisinering med natalizumab (NTZ) ble senere initiert. MS-diagnosen ble senere utfordret på grunn av en økning i T 2-lesjoner og flere kliniske tilbakefall med ufullstendig remisjon til tross for den svært effektive NTZ-behandlingen. Imidlertid støttet 7.0 T MR MS-diagnosen ved å avsløre det sentrale venetegnet i de fleste periventrikulære og juxtakortiske lesjoner (figur 12). MS-diagnosen ble ytterligere bekreftet av kortikale patologier (figur 13) og hypointense felgstrukturer rundt en undergruppe av T2 hyperintense lesjoner (Figur 14). Den diagnostiske reevalueringen inkluderte også et søk etter andre autoimmune, smittsomme og metabolske forstyrrelser, men avslørte ikke ytterligere unormale resultater. Etter hvert ble pasienten testet positivt for antistoffer mot NTZ, noe som indikerer antistoffmediert nøytralisering og forklarer utilstrekkelig behandlingsrespons mot NTZ 112. Derfor ble en MS-diagnose med manglende respons på NTZ-behandling avsluttet hos denne pasienten. Medisinering ble byttet fra NTZ til Ocrelizumab og pasienten har vært tilbakefallsfri i de påfølgende stadiene.

Figure 1
Figur 1. Bryterboks for Siemens MR-skanner Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 2
Figur 2. Koble en dedikert RF-spole til MR-systemet. (a) Sende (Tx), 24- eller 32-kanals mottak (Rx) radiofrekvenshodespole skreddersydd for hjernen MR ved 7,0 T (b) Be motivet om å bevege seg nærmere RF-hodespolen og plassere motivets hode over den nedre RX-spolen og under den øvre RX-spolen (venstre panel). Deretter flytter du TX-delen av RF-hodespolen over RX-spolen (nederst til høyre). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 3
Figur 3. Kjøre justeringer (Siemens-systemet). (a) Grunnleggende frekvensjustering, (b) Justering av senderspenning, (c) Generering av B0-kart og 3D-avstand. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 4
Figur 4. MR-sekvensplanlegging på 7.0 T MR-systemer fra forskjellige leverandører. (a) Siemens, (b) Philips og (c) General Electric. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 5
Figur 5. Planlegging av 3D MP2RAGE bildesekvens Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 6
Figur 6. Planlegge 3D SPACE-FLAIR-bildesekvens Klikk her for å vise en større versjon av denne figuren.

Figure 7
Figur 7. Planlegge 2D FLASH-ME-bildesekvens Klikk her for å vise en større versjon av denne figuren.

Figure 8
Figur 8. Planlegge 3D-følsomhet vektet bildesekvens Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 9
Figur 9. Planlegging QSM-FC Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 10
Figur 10. Planlegge diffusjonsvektet ekkoplanlagt bildesekvens Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 11
Figur 11. Representative resultater av høyoppløselig hjerne MR av en RRMS pasient Øvre panel fra venstre til høyre: (a) sagittal visning av en T1w 3D inversjon recovery-forberedt spoiled-GRE sekvens (MPRAGE), (b) tverrgående visning av T1w 3D MPRAGE, (c) tverrgående visning av T2* w 2D FLASH-sekvens med multi-echo-avlesning (FLASH-ME), (d) tverrgående visning av en T2 w væske-svekket inversjon utvinning ved hjelp av prøvetaking perfeksjon med applikasjonsoptimaliserte kontraster ved hjelp av ulike flip vinkel evolusjoner (SPACE-FLAIR), (e) tverrgående visning av flyt kompensert kvantitativ følsomhet kartlegging (QSM-FC). Nedre panel fra venstre mot høyre: (f) sagittal visning av en T1w 3D magnetisering-forberedt rask gradient ekkosekvens (MP2RAGE), (g) tverrgående visning av T1w 3D MP2RAGE, (h) tverrgående visning av 3D-følsomhetsvektet bildebehandling (SWI) ved hjelp av størrelses- og fasedata for en fullstendig strømningskompensert GE-sekvens, (i) kombinert brøkdelsanisotropikart og retningskart over en ekkoplanar diffusjonsvektet bildesekvens (2D EPI), (j) tverrgående visning av T2* w 2D gradient ekkoavbildning med strømningskompensasjon (GRE-FC). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 12
Figur 12. Representativ hvit materie MS lesjoner med sentral vene skilt (a og b) Transversal visning av T2* w 2D FLASH-sekvens med multi-echo readout (FLASH-ME) avslører svært MS-spesifikk sentral vene tegn (rød pil) innen eksemplariske periventricular lesjoner, (c) en høyre-halvkuleformet thalamic lesjon (d), og en parietal jukstakortisk lesjon, som underbygger pasientens MS-diagnose. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 13
Figur 13. Representativ kortikale MS-lesjon. (a) Sagittal visning av en T1w 3D magnetisering-forberedt rask gradient ekko sekvens (MP2RAGE) avgrenser subpial kortikal lesjon (røde pilhoder) innenfor parietal cortex (b) med tilsvarende hyperintensitet i tverrgående visning av en T2w væske-svekket inversjon utvinning (SPACE-FLAIR), som indikerer forekomsten av kortikale MS patologi i relapsing-mitting MSmitting Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 14
Figur 14. Representative hypointense felg strukturer. (a) Transversal visning av T2* w 2D FLASH-sekvens med multi-echo readout (FLASH-ME) avslører en ovoid periventricular MS lesjon, og (b) tverrgående visning av 3D mottakelighet vektet bildebehandling (SWI) avgrenser en hypointense felg struktur rundt lesjonen, noe som tyder på jern-ladede makrofager å være til stede som en potensiell surrogat for MS lesjon aktivitet. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Metalliske implantater (kan fungere feil på grunn av magnetiske felt eller forårsake skade)
Elektroniske enheter som pacemakere, defibrillatorer, insulinpumpe, nervestimulatorer
Aneurisme og hemostatiske klips, protese hjerteklaffer
Cochlea, otologiske implantater
Infusjonsenheter for legemidler
Dype hjernestimuleringselektroder
Bly elektrokardiogram ledninger
Andre kontraindikasjoner (risiko for hudforbrenninger, hevelse eller skade via magnetiske felteffekter)
Noen medisinering flekker
Metalliske fremmedlegemer, f.eks.
Noen tatovering og kosmetikk (permanent sminke)
Smykker for piercing i kroppen
Graviditet (mulige negative biologiske effekter ved magnetiske felt)
Kjent klaustrofobi

Tabell 1. Hoved kontraindikasjoner for en MR-undersøkelse. De vanligste kontraindikasjonene er metalliske implantater. Implantater blir stadig mer MR-trygge (MR-betinget), men er fortsatt en stor bekymring.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Protokollen som presenteres her beskriver en rekke MR-sekvenser med forskjellige kontraster som vanligvis brukes ved undersøkelse av MS-pasienter ved 7.0 T. Sammen med den fremvoksende teknologiske utviklingen gir de grunnlag for undersøkelser i mer avanserte applikasjoner innen metabolsk eller funksjonell avbildning.

Bortsett fra hjerneskader, påvirker lesjoner i ryggmargen ofte MS-pasienter som forårsaker motorisk, sensorisk og autonom dysfunksjon. Men spinalmargsavbildning, spesielt ved 7,0 T, er teknisk utfordrende113. Videre utvikling i parallell overføring og parallell avbildning er berettiget til å overvinne hindringene til forvrengte B1 feltprofiler114.

Målet med denne protokollen er å spre og synergistisk koble teknologiutvikling og klinisk anvendelse på tvers av disiplinære domener. Bortsett fra de forventede forbedringene i romlig og tidsmessig oppløsning, mulighetene fra de skiftende fysiske egenskapene til høyere magnetiske felt inkluderer bedre kontraster i følsomhetsvektet avbildning (SWI) og fasekontrastteknikker115, samt avbildning av X-kjerner som natrium116,117 og fluor118,119,120 for en mer detaljert dybdevurdering av patologien samt terapeutisk overvåking.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Det er ingen konkurrerende økonomiske interesser som skal deklarers.

Acknowledgments

Dette prosjektet (T.N.) har blant annet fått støtte fra Det europeiske forskningsrådet (ERC) under EUs forsknings- og innovasjonsprogram Horizon 2020 under tilskuddsavtale No 743077 (ThermalMR). Forfatterne ønsker å takke lagene ved Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.F.), Max Delbrueck Center for Molecular Medicine i Helmholtz Association, Berlin, Tyskland; ved Det svenske nasjonale 7T-anlegget, Lund universitets bioimaging Center, Lunds universitet, Lund, Sverige og ved ECOTECH-KOMPLEKSET, Maria Curie-Skłodowska University, Lublin, Polen for teknisk og annen hjelp.

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

Medisin utgave 168
Magnetisk resonansavbildning av multippel 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