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 resonanstomografi av multipel skleros vid 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

Här presenterar vi ett protokoll för att förvärva magnetisk resonans (MR) bilder av multipel skleros (MS) patienthjärnor vid 7,0 Tesla. Protokollet omfattar förberedelse av installationen inklusive radiofrekvensspolar, standardiserade intervjuprocedurer med MS-patienter, ämnespositionering i MR-skannern och MR-datainsamling.

Abstract

Det övergripande målet med denna artikel är att demonstrera ett toppmodernt ultrahögt fält (UHF) magnetisk resonans (MR) protokoll av hjärnan vid 7,0 Tesla i multipel skleros (MS) patienter. MS är en kronisk inflammatorisk, demyelinerande, neurodegenerativ sjukdom som kännetecknas av vita och grå materiaskador. Detektion av rumsligt ochtidsmässigt spridas T 2-hyperintense organskador genom användning av MRI vid 1,5 T och 3 T representerar ett avgörande diagnostiskt verktyg i klinisk praxis för att fastställa korrekt diagnos av MS baserat på den nuvarande versionen av 2017 McDonald kriterier. Differentieringen av MS-skador från hjärnan vit fråga organskador av andra ursprung kan dock ibland vara utmanande på grund av att de liknar morfologi vid lägre magnetfält styrkor (vanligtvis 3 T). Ultrahigh field MR (UHF-MR) drar nytta av ökat signal-till-brus-förhållande och förbättrad rumslig upplösning, både nyckeln till överlägsen bildbehandling för mer exakta och slutgiltiga diagnoser av subtila skador. Mri vid 7,0 T har därför visat uppmuntrande resultat för att övervinna utmaningarna med MS differentialdiagnos genom att tillhandahålla MS-specifika neuroimaging markörer (t.ex. centrala ven tecken, hypointense rim strukturer och differentiering av MS grå fråga skador). Dessa markörer och andra kan identifieras av andra MR kontraster än T1 och T2 (T2*, fas, diffusion) och avsevärt förbättra differentieringen av MS organskador från de som förekommer i andra neuroinflammatoriska villkor såsom neuromyelit optica och Susac syndrom. I den här artikeln beskriver vi vår nuvarande tekniska strategi för att studera cerebrala vit och grå fråga skador hos MS patienter vid 7,0 T med olika MR förvärvsmetoder. Det uppdaterade protokollet omfattar utarbetande av MR-installationen, inklusive radiofrekvensspolar anpassade för UHF-MR, standardiserade screening-, säkerhets- och intervjuprocedurer med MS-patienter, patientpositionering i MR-skannern och förvärv av dedikerade hjärnskanningar skräddarsydda för att undersöka MS.

Introduction

Multipel skleros (MS) är den vanligaste kroniska inflammatoriska och demyelinerande sjukdomen i centrala nervsystemet (CNS) som orsakar uttalad neurologisk funktionsnedsättning hos yngre vuxna och leder till långvarig funktionsnedsättning1,2. Det patologiska kännetecknet för MS är ackumulering av demyelinerande lesioner som förekommer i hjärnans grå och vita materia och även diffus neurodegeneration i hela hjärnan, även i normal-utseende vit materia (NAWM)3,4. MS patologi tyder på att inflammation driver vävnadsskada i alla stadier av sjukdomen, även under de progressiva stadierna av sjukdom5. De första kliniska manifestationerna av MS åtföljs ofta av reversibla episoder av neurologiska underskott och kallas ett kliniskt isolerat syndrom (CIS), när endast suggestiva ms6,7. I avsaknad av en tydlig CIS bör försiktighet iakttas vid diagnos av MS: diagnosen bör bekräftas genom uppföljning och inledande av långtidsbehandling av sjukdomsmodifierande sjukdomar bör skjutas upp i avvaktan på ytterligare bevis8.

Magnetisk resonanstomografi (MRI) är ett oumbärligt verktyg för att diagnostisera MS och övervaka sjukdomsprogression9,10,11. MRI vid magnetiska fältstyrkor på 1,5 T och 3 T representerar för närvarande ett viktigt diagnostiskt verktyg i klinisk praxis för att upptäcka spin-spin avslappningstid viktade (T2) hyperintense lesioner och upprätta korrekt diagnos av MS baserat på den nuvarande versionen av 2017 McDonald kriterier8. Diagnostiska kriterier för MS betonar behovet av att visa spridning av skador i tid och rum och att utesluta alternativa diagnoser8,12. Kontrastförstärkt MRT är den enda metoden för att bedöma akut sjukdom och akut inflammation8men ökande oro för potentiell långsiktig gadolinium hjärndeposition kan potentiellt begränsa kontrastapplikationen som ett viktigt diagnostiskt verktyg13,14,17. Dessutom kan differentiering av MS organskador från hjärnan vit fråga organskador av andra ursprung ibland vara utmanande på grund av att deras liknar morfologi vid lägre magnetfält styrkor.

Medan MRI verkligen är det bästa diagnostiska verktyget för MS-patienter, bör MR-undersökningar och protokoll följa riktlinjerna för Magnetic Resonance Imaging in MS group (MAGNIMS) i Europa18,19 eller Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) i Nordamerika20 för diagnos, prognos och övervakning av MS-patienter. Standardiserade kvalitetskontroller i enlighet med de senaste riktlinjerna för olika sjukhus och länder är också avgörande21.

MRT-protokoll skräddarsydda för MS-diagnos och sjukdomsprogressionsövervakning består av flera MRT-kontraster, inklusive kontrast som styrs av den longitudinella avslappningstiden T1,spin-spin avslappningstiden T2, den effektiva spin-spin avslappningstiden T2*och diffusionsviktad avbildning (DWI)22. Harmoniseringsinitiativ gav konsensusrapporter för MRI i MS för att gå mot standardiserade protokoll som underlättar klinisk översättning och jämförelse av data på platser23,24,25. T2-viktadavbildning är väl etablerad och används ofta i klinisk praxis för identifiering av vitsubstans (WM) lesioner, som kännetecknas av hyperintense utseende26,27. Även om det är ett viktigt diagnostiskt kriterium för MS28,korrelerar WM lesion belastningen endast svagt med klinisk funktionsnedsättning, på grund av dess brist på specificitet för lesion svårighetsgrad och den underliggande patofysiologi26,27,29. Denna observation har utlöst utforskningar av parametrisk kartläggning av den tvärgående avslappningstiden T2 30. T2*-viktad avbildning har blivit allt viktigare vid avbildning av MS. Det centrala ventecknet i T2* viktad MRT anses vara en specifik bildmarkör för MS-lesioner27,31,32,33. T2* är känslig för järndeposition34,35, som kan relatera till sjukdomens varaktighet, aktivitet och svårighetsgrad36,37,38. T2* rapporterades också återspegla hjärnvävnadsförändringar hos patienter med mindre underskott och tidig MS, och kan därmed bli ett verktyg för att bedöma utvecklingen av MS redan i ett tidigt skede39,40.

Förbättringar i MRI-tekniken lovar att bättre identifiera förändringar i MS-patienternas CNS och att ge kliniker en bättre guide för att förbättra noggrannheten och hastigheten hos en MS-diagnos11. Ultrahögt fält (UHF, B0≥7,0 T) MRT drar nytta av en ökning av signal-till-brus-förhållandet (SNR) som kan investeras i förbättrade rumsliga eller tidsmässiga upplösningar, båda nyckeln till överlägsen avbildning för mer exakta och slutgiltiga diagnoser41,42. Överföringsfält (B1+) inhomogeniteter som är ett negativt attribut för 1H-radiofrekvensen som används vid ultrahöga magnetfält43 skulle dra nytta av flerkanalsöverföring med parallella överföringsspolar (pTx) RF-spolar och RF-pulsdesignmetoder som förbättrar B1+ homogenitet och därmed underlättar enhetlig täckning av hjärnan44.

Med tillkomsten av 7.0 T MRI har vi uppnått mer insikt i demyelinating sjukdomar som MS med avseende på ökad känslighet och specificitet av lesion upptäckt, central ven tecken identifiering, leptomeningeal förbättring, och även med avseende på metaboliska förändringar45. MS-lesioner har länge visats från histopatologiska studier att bildas runt vener och venule46. Perivenous fördelning av skador (centrala ven tecken) kan identifieras med T2* viktad MRI46,47,48 vid 3,0 T eller 1,5 T, men kan bäst identifieras med UHF-MRI vid 7,0 T49,50,51,52. Förutom det centrala ventecknet har UHF-MRI vid 7,0 T förbättrat eller avtäckt MS-specifika markörer såsom hypointensfälgstrukturer och differentiering av MS grå materiaskador53,54,55,56. En bättre avgränsning av dessa markörer med UHF-MRI lovar att övervinna några av utmaningarna med att skilja MS-lesioner från de som förekommer i andra neuroinflammatoriska tillstånd som Susac syndrom53 och neuromyelitoptik54, samtidigt som man identifierar vanliga patogenetiska mekanismer i andra tillstånd eller varianter av MS som Balós koncentriska skleros57,58.

Erkänner utmaningarna och möjligheterna med UHF-MRI för detektion och differentiering av MS organskador, beskriver denna artikel vår nuvarande tekniska strategi för att studera cerebrala vit och grå fråga organskador i MS patienter vid 7,0 T med olika bildframställning tekniker. Det uppdaterade protokollet omfattar utarbetande av MR-installationen, inklusive radiofrekvensspolar (RF) skräddarsydda för UHF-MR, standardiserade screening-, säkerhets- och intervjuprocedurer med MS-patienter, patientpositionering i MR-skannern och förvärv av hjärnskanningar avsedda för MS. Artikeln är avsedd att vägleda bildexperter, grundläggande forskare, kliniska forskare, translationella forskare och teknologer med all erfarenhet och expertis som sträcker sig från praktikanter till avancerade användare och applikationsexperter inom UHF-MRI hos MS-patienter, med det ultimata målet att synergistiskt ansluta teknikutveckling och klinisk tillämpning över disciplinära områden.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Detta protokoll är för studier som är godkända av etikkommittén i Charité - Universitätsmedizin Berlin (godkännandenummer: EA1/222/17, 2018/01/08) och Data Protection Division and Corporate Governance of the Charité - Universitätsmedizin Berlin. Informerat samtycke har erhållits från alla försökspersoner innan de inkluderades i studien.

1. Ämnen

OBS: Rekrytering av MS-patienter sker vanligtvis några dagar upp till några veckor före MR-undersökningarna vid 7,0 T.

  1. Rekrytera MS-patienter av neurologer från öppenvårdskliniken på grundval av inklusionskriterier (beroende på den neuroimmunologiska frågan) och uteslutningskriterier (inklusive till exempel implanterbara medicintekniska produkter som insulinpumpar eller pacemakers eller graviditet).
  2. Under öppenvårdsbesöket, ge MS-patienterna en kort sammanfattning av MR-undersökningen vid 7,0 T samt en förklaring av säkerhetsåtgärder i samband med en 7,0 T MR-undersökning.
    1. Försiktighetsåtgärder bör vidtas, särskilt vid 7.0 T, och en förteckning över kontraindikationer (t.ex. tabell 1)bör göras tillgänglig för alla, hålla sig välinformerad om nya insikter om säkerhetshänsyn och beslutsprocesser, särskilt med det stora utbudet av tillgängliga implantat, från tillförlitliga litteraturkällor59,60,61,62,63 . International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) och Society for MR Radiographers, Technologists (SMRT) ger säkerhetsvägledning om MR-säkerhetsstrategier och standarder för implantat och enheter 64.
    2. Var tillsammans med hälso-, säkerhetsansvarig och sjukvårdspersonal välinformerad om eventuella faror, försiktighetsåtgärder och lösningar som finns tillgängliga. Den typ av lokal RF-spole som används för undersökning är en nyckelfaktor, liksom implantatets position och typ59.
    3. Gör en risk/nytta-bedömning som överensstämmer med lokala etiska överväganden63 hos personer med implantat, enheter eller tatueringar och överväga de vinster som går förlorade när begränsningarna är för konservativa.
  3. Ge försökspersonerna tid för tentamen vid 7,0 T MR-skannern en vecka före MR-undersökningarna. Kontakta patienter med rörelsehinder eller de som besöker från en annan stad tidigare än så. Parallellt med tilldelningen av utnämningar, ge ämnen viktig information via e-post: detta omfattar dokument och formulär för informerat samtycke samt säkerhetsinformation, inklusive en förteckning över kontraindikationer (tabell 1). Detta är en förberedelse för den diskussion som behandlas i steg 1.9–1.14.
  4. När ämnet har erkänts i UHF-MR-byggnaden eller uhf-MR-enheten och bekräftat identifieringen, utvärdera deras medvetenhet om de potentiella farorna relaterade till UHF-magnetfälten. Särskild uppmärksamhet är nödvändig vid passivt ledande implantat och för implanterbara medicintekniska produkter (t.ex. pacemakers och insulinpumpar).
  5. Begära att varje ämne fyller i ett bekräftande formulär med avseende på säkerhetskraven för att komma in i 5 Gauss-zonen (0,5 mT), vilket anses vara den "säkra" nivån för statisk magnetisk fältexponering för allmänheten. Denna säkerhetszon runt omkretsen av MR-skannerns huvudmagnet anges av avståndet där det herrelösa magnetfältet motsvarar 5 Gauss. 5 Gauss-linjen är ofta markerad på golvet. På grund av det långa intervallet av det magnetiska herrelösa fältet i en passivt skärmad 7,0 T MR-skanner i vårt fall, använd byggnadens ytterväggar för att ange säkerhetszonen istället för 5 Gauss-linjen.
    OBS: Vid den tidpunkt då denna inspelning gjordes genomgick världen coronapandemin 2020 och varje ämne behövde följa motsvarande riktlinjer som inkluderade distanseringsregeln på 1,5 m, mun- och nässkydd samt handdesinfektion.
  6. Informera ämnen om tillgången till skåp nära ingången till MR-byggnaden, där de säkert kan stapla bort sina värdesaker. Informera försökspersonerna om att vissa av deras personliga tillhörigheter (mekaniska klockor, bankkort med magnetband) utgör en potentiell säkerhetsrisk och/eller kan skadas när de är nära magneterna efter en viss period.
  7. Följ med ämnet till förberedelserummet där ämnet kommer att undersökas av läkaren, neurologen eller studiesköterskan.
  8. Fråga om hälsostatus och intag av mediciner. Dokument i ärenderapportformuläret (CRF).
  9. Innan alla utredningsåtgärder, fråga om potentiella MRI-kontraindikationer (graviditet, alla potentiella tidigare operationer med potentiella främmande kroppar, tidigare skador med metallföremål, piercingar, tatueringar, hörapparater, klaustrofobi, muskuloskeletala problem, passivt eller aktivt genomföra implantat inklusive tandimplantat, medicintekniska produkter som pace makers och insulinpumpar).
  10. Diskutera detaljer om studiens bakgrund och mål (information som skickas vidare via e-post). Om det är relevant, lämna information om studiekällor (t.ex. om studien är prövarinitierad, branschinitierad eller branschsponsrade). Statliga institutionella kopplingar och potentiella intressekonflikter. Ämnet måste kunna förstå syftet med studien och dess konsekvenser. Den eller den som är föremål för detta har rätt att få tillgång till sina egna uppgifter, om så begärs. Ett år efter avslutad studie kommer en rapport eller publikation att vara fritt tillgänglig.
  11. Diskutera dataskydd och försäkringsrelaterad information. Alla data genomgår pseudonymisering innan studien påbörjas. Registrera personuppgifter (inklusive namn, födelsedatum, adresser, kontaktnummer och pseudonymiserings-ID) i en identifieringslista inom utredarens webbplatsfil (ISF) och lås in i ett dedikerat skåp.
    1. Spara data i högst 10 år. Endast behöriga personer som definieras i studiens etiska godkännande har lösenordsskyddad åtkomst till uppgifterna. Försäkringsrelaterad information omfattar arrangemang för behandling och/eller ersättning vid skada på grund av deltagande i studien. Denna information skickas vidare via e-post.
  12. Redogöra för studiens medicinska parametermätningar (t.ex. blodtryck, hjärtfrekvens, kroppsvikt, kroppsvikt, kroppstemperatur, graviditetstest vid fertila kvinnliga försök). Denna information skickas också vidare via e-post.
  13. Beskriv MR-undersökningen. Informera varje ämne om potentiella fördelar men också potentiella risker med att genomgå en MR-undersökning vid UHF magnetfält innan du går in i MR-säkerhetszonen. Denna information skickas också vidare via e-post.
  14. Säkerställa etisk integritet, intyga att studien har godkänts av etikkommittén och lugna patienter med avseende på studiedeltagande. Informera ämnet om att det är frivilligt att delta i examinationen och att de alltid kan avbryta examinationen när som helst, utan extra motivering eller negativa konsekvenser.
  15. Inhämta informerat samtycke, muntligt såväl som skriftligt.
  16. Efter samtycke kommer ämnet att tilldelas ett pseudonymiserat ID och alla uppgifter kommer att registreras och lagras under denna pseudonym.

2. Förberedelse av mr-installationen

OBS: Följande utförs innan ämnet anländer till UHF-MR-byggnaden.

  1. Slå på MR-anskaffningsprogrammet. Magneten är alltid på.
    1. För vissa skannrar (t.ex. Siemens MR-system som används för att skaffa de representativa resultaten i detta protokoll) initierar en kopplingslåda i operatörsrummet (bild 1) MR-systemet (gradienter och programvara): Vrid tangenten medurs, tryck på den blå systemknappen för att starta programvaran (syngo). Ett fönster visas på skannerdatorn som kräver lösenordsbekräftelse.
  2. Anslut en RF-spole avsedd för magnetröntgen till MR-systemet. På en Siemens 7.0 T är detta vanligtvis en 1-kanals cirkulär polariserad (CP) överföring (1Tx (CP)), 24-kanals mottagning (24Rx) RF-spole(bild 2) eller alternativt en 1Tx(CP)/32Rx RF-spole. Dessa RF-spolar ansluts via 4 kontakter till patientbordet (märkt X1 - X4).
    OBS: På ett Philips eller General Electric (GE) 7.0 T MR-system skulle en typisk huvudspole vara en 2Tx(CP)/32Rx RF-spole. Denna RF-spole är ansluten via 3 kontakter och gränssnittslådor till patientbordet. Alla dessa RF-spolar kräver inte patientspecifik justering och matchning.
  3. För små RF-spolar, använd öronproppar istället för hörlurar som hörselskydd.
  4. Förbered patientsängen. Ha öronproppar, mjuka kuddar, benkudde, filt och lakan lätt tillgängliga, i närheten av MR-skannern.
  5. Patientbädden ska vara i infällbart läge redo för motivet.

3. Ämnesförberedelse

  1. Led motivet till omklädningsrummet och be ämnet att byta om till scrubs. Endast underkläder som är fria från metall och fria från radiofrekvensidentifieringschips får bäras. Se än en gång till att alla metallföremål som glasögon, smycken, mobiltelefoner inte kommer in i 7.0 T MR-operatören och skannerrummet.
  2. Genomföra alla förberedande åtgärder som nämns i steg 1.11.
  3. Be försökspersonerna tömma urinblåsan före MR-mätningarna. Utför graviditetstester hos kvinnliga försökspersoner i fertil ålder.
  4. Följ med volontären till 7.0 T MR-skannerrummet via förarrummet. Innan du går in i 7.0 T MR-skannerrummet, se än en gång till att inga metallföremål finns.
  5. Gå långsamt till 7,0 T-undersökningsbordet. Passivt avskärmade magneter har en större storlek på magnetfältet än aktivt avskärmade magneter. Små järnföremål kan redan uppleva attraktiva krafter/vridmoment vid dörren till rummet som innehåller en passivt avskärmad magnet.
  6. Be ämnet att lägga sig på bordet och göra dem så bekväma som möjligt. Erbjud små komfortkuddar för huvud och arm samt benkudde samt en filt för att undvika att motivet blir kallt.
  7. Anslut en MR-säker pulsoximeter till ämnet för att övervaka syremättnad (SpO2),pulsavläsningar och vitala tecken från ämnet under MRI-proceduren.
  8. Tillhandahålla öronproppar och en handhållen klämkula (larm) som ska användas under MR-undersökningen i händelse av en nödsituation. Be objektet att trycka på klämbollen för att bekräfta att den fungerar korrekt.
  9. Instruera ämnet att flytta sig närmare RF-huvudspolen(bild 2). Flytta TX-delen och den övre RX-spoldelen av RF-spolen mot serviceänden för placering av motivets huvud(figur 2). Slå på isokcenterpositioneringsanordningen.
    1. I vissa MR-skannrar (t.ex. Siemens och GE MR-system) använder du en laser. Flytta ämnestabellen mycket långsamt så att laserpositionen är i full linje med markeringskorset ovanpå RF-spolen. Spara den här positionen. Under laserpositionering, be motivet att stänga ögonen. Andra UHF-MR-leverantörer har andra system för positionering. Se under alla omständigheter till att märket på RF-spolen är justerat mot isocentrepositioneringsanordningen.
  10. Se till att huvudet är försiktigt placerat och kontrollera att motivet är bekvämt.
  11. Flytta ämnestabellen mycket långsamt till ISO-skannerns isocentrum. Vid 7,0 T är det särskilt viktigt att flytta bordet långsamt för att undvika och minska biverkningar som metallisk smak, svindel, yrsel som orsakas av induktionsströmmarna65,66,67. För att uppfylla detta krav justerar du hastighetsprofilen för tabellrörelsen till B0*(grad(B0))av vissa leverantörer. Det rekommenderas att patientbordsrörelsen ställs in lägre än 0,66 T/s 67.
  12. Kommunicera med ämnet medan du kör bordet och förklara att eventuella biverkningar kommer att försvinna så snart bordet stannar. Motivet kan fortfarande kännas yr eller uppleva en metallisk smak när du flyttar bordet mot mitten av magneten. Enligt vår erfarenhet är dessa effekter mindre och helt reversibla67,68.
  13. Innan du lämnar skannerrummet, se till att motivet är bekvämt och villigt att börja med MR-undersökningen.
  14. Använd intercom för att kontrollera korrekt kommunikation med motivet efter att ha lämnat skannerrummet. Ämnet kan när som helst kontakta studiepersonalen.
  15. Fortsätt att övervaka försökspersonens tillstånd och kontrollera om ämnet fortfarande är bekvämt under hela undersökningen, inklusive alla nästa steg fram till slutet av studien.

4. Datainsamling

OBS: I följande kan vissa hänvisningar till åtgärder för användargränssnittet eller särskilda skanningsförfaranden endast vara giltiga för ett specifikt MR-system (7.0T Magnetom, Siemens healthineers, Erlangen, Tyskland). Kommandona och procedurerna varierar mellan leverantörer och programvaruversioner. Följande protokoll följer riktlinjerna från Magnetic Resonance Imaging in MS group (MAGNIMS) i Europa18,19 och Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) i Nordamerika20 för diagnos, prognos och övervakning av MS-patienter.

  1. Ange erforderliga studie- och ämnesuppgifter (projektnummer, pseudonymiserat ID, födelsedatum, längd, vikt, ämnesposition (dvs. huvudförsta och supin position), namn på prövaren). Stegen varierar mellan 7,0 T MR-system från olika leverantörer. Se alltid till att rätt studieprotokoll är laddat.
    1. För Siemens skannrar klickar du på displayens övre stapel(Patient | Registrering) i syngoprogramvaran. Skriv in patientinformation, välj studieprotokoll och klicka på Tentamen. Det valda studieprotokollet laddas och undersökningsfönstret öppnas. Till höger i det här fönstret visas alla sparade bildsekvenser för det valda studieprotokollet.
  2. Kör bildsekvenser i den ordning som anges i det valda studieprotokollet. Parametrarna för dessa bildsekvenser bör planeras före patientundersökningar och sparas enligt ovanstående CMSC- och MAGNIMS-riktlinjer för diagnos18 samt prognos och övervakning av MS-patienter19.
  3. Justeringar och scoutbilder
    1. Innan datainhämtningen av MS-undersökningen ska du utföra nödvändiga justeringar med hjälp av Localizer-sekvensen (även kallad scoutsekvens). Detta är vanligtvis en GRE-sekvens (Gradient Echo) och innehåller de justeringsprotokoll som måste utföras innan skanningen.
      OBS: Justeringar inkluderar en korrigering (shimming) av det inhomogena statiska magnetfältet (B0). B0 inhomogeniteter uppstår på grund av den stora magneten och på grund av mottaglighet i kroppen (t.ex. luft, ben, blod) och deras fördelning. Inhomogeniteter breddar frekvensfördelningen av spinn och kan också orsaka betydande intravoxel-defasning; Detta är inte ett problem i RF-omfokuserade (spin-echo) sekvenser men kan minska signalamplitud avsevärt i de flesta av följande sekvenser, särskilt T2*-viktade förvärv. Justeringar görs automatiskt på kliniska MR-skannrar (enheter med fältstyrkor B0≤7,0 T). På vissa skannrar (t.ex. Siemens 7.0 T MR-skannrar) startas vanligtvis justeringar aktivt av operatören. Mer information om hur du väljer och använder sekvenser finns i den bruksanvisning som är specifik för systemkonfigurationen.
    2. Välj Localizer. På Siemens skannrar markerar du sekvensen till höger i fönstret och klickar på vänsterpilen för att flytta sekvensen till vänster i fönstret för att köa den i arbetsflödet. Se till att alla kanaler är valda för den RF-spole som används. Localizer-sekvensen är också viktig för att planera orienteringen av bildsegmenten i de efterföljande sekvenserna. För närvarande är ingen bild tillgänglig, så justeringsvolymen kan inte ändras.
    3. Kör justeringar efter behov för det specifika MR-systemet (se bruksanvisningen). På Siemens skannrar inkluderar detta frekvens- och sändarjusteringar för att ställa in grundfrekvensen och spänningen som krävs för den RF-spole och förstärkareffekt som används, samt 3D-shimming för att korrigera inhomogeniteten hos det statiska magnetfältet(figur 3):
    4. Välj Alternativ | Justeringar. Flikar för frekvens, sändare, 3D Shim och andra visas i fönstrets nedre stapel. Under Frekvensväljer du Gå tills basfrekvensen är centrerad och Ja visas. Under Sändareställer du in spänningen enligt den RF-spole och förstärkareffekt som används (för den 24-kanaliga mottagningen Rx RF-huvudspole använder vi 300 V) och Applicera.
    5. Under 3D Shim väljer du Mät och när B0-kartan genereras trycker du på Beräkna för att hämta shim-värdena. Upprepa frekvens- och 3D Shim-justeringar minst två gånger tills shim-värdena överensstämmer med föregående. Tryck på Verkställ och Stäng. På Philips och GE 7.0 T skannrar utför du justeringar i bakgrunden före varje sekvens (återkoppling krävs från operatören för justeringskontroll).
    6. Kör Localizer-sekvensen i 3 orienteringar. Sekvensparametrar: Förvärvstid (TA) = 160 ms. Eftersom ingen bild ännu är tillgänglig ställer du in positionen på isocentrum, rotation = 0 °. Övriga parametrar: matris = 256×256, FOV = 250 mm, skiva tjocklek = 7,0 mm, skiva mellanrum = 7,0 mm (100 %), TR = 7,0 ms, TE = 3,03 ms, Medelvärden (genomsnitt) = 1, Vänd vinkel (FA) = 2 °, inget fett eller vattendämpning. Segmentgrupp 1 (sagital orientering, faskodningsriktning A>P), Segmentgrupp 2 (tvärgående orientering, faskodningsriktning (PE) riktning A>P), Segmentgrupp 3 (koronal orientering, faskodningsriktning R>L). Tre segment förvärvas för alla segmentgrupper. Vid denna tidpunkt görs inga ändringar i geometrin.
    7. Skaffa scoutbilderna.
    8. Kontrollera om justeringsvolymen har ställts in korrekt med hjälp av Mr-bilderna för Localizer. Justera justeringsvolymen med FOV och justeras centralt med motivets huvud. Om du inte är justerad justerar du korrekt och utför justeringarna igen.
    9. Viktigt: Varje gång justeringsvolymen eller antalet RF-kanaler som används ändras, gör du justeringar igen.
      1. På Siemens-system undviker du detta genom att kopiera justeringsvolymen från den senaste lokaliseraren där justeringsvolymen var korrekt inställd: Välj den senaste skanningen med rätt justering, högerklicka på Kopiera parameteroch välj Justera volym i det öppna fönstret. Omständigheter där ytterligare justeringar krävs inkluderar speciella bildsekvenser som kräver mer intensiva shimming-tekniker (t.ex. ekoplanavbildning (EPI)).
  4. Förvärv av dedikerade MR-bildsekvenser
    1. Flera sekvenser med olika kontraster (T1, T2, T2*, fas, QSM, diffusion) finns för att studera MS-patologi(figur 11). De som är bäst lämpade för de kliniska behoven eller forskningsfrågor kan väljas ut och organiseras inom studieprotokollen om MR-systemet för användning under specifika relevanta forskningsprojekt eller kliniska studier. Det finns flera praktiska guider och recensioner för att studera, upptäcka och definiera multipel sklerosskador på MRI 8,50,69. Varje mr-system kommer att ha olika operativa förfaranden och användargränssnitt för att förvärva de dedikerade MR-sekvenserna(figur 4). På Siemens-system visar du listan över MR-metoder (sekvenser) till höger för varje studieprotokoll och köar i sekvenslistan för undersökningsfönstret (till vänster). Nedan följer några sekvenser som vi använder på en Siemens 7.0 T MR-skanner för att studera MS-patologi. När du planerar sekvenspositionering, se till att upprepa justeringar om det behövs.
  5. Magnetisering förberedd - RApid Acquisition Gradient Echo (MPRAGE)
    1. MPRAGE är en T1-viktad3D sagittal inversion återhämtning-beredd bortskämd-GRE sekvens för hög rumslig upplösning och T1-kontrast. Dess syfte är vanligtvis anatomiskt, och det är användbart att bedöma volymförlust i MS70. Det tillämpades först hos MS patienter för att förbättra detektion av kontrastförbättrade lesioner (CELs)71. MPRAGE ger utmärkt T1-beroendekontrast mellan grå materia (GM), vit materia (WM) och cerebrospinalvätska (CSF) även utan kontrastmedel72. I kombination med en T2-viktadsekvens som FLAIR (se nedan) är det en allmänt använd T1-viktadteknik i multimodala segmenteringsmetoder och voxelbaserad morfometri73. Kortikala MS lesion upptäckt och klassificering med MPRAGE förbättras avsevärt av bättre parallella avbildning prestanda och öka SNR och rumslig upplösning som finns vid 7.0 T 74.
    2. Använd följande MPRAGE-sekvensparametrar: TA = 5 min 3 s, 3D-läge, isotrop upplösning = [1,0×1,0×1,0]mm³, matris = 256×256×256, FOV = 256 mm, sagittal orientering, PE-riktning A>P, skivor per platta = 192, skivtjocklek = 1,0 mm, skivgap = 0,5 mm, TR = 2300 ms, TE = 2,98 ms, inversion återhämtning evolution tid TI = 900 ms, FA = 5 °, inget fett eller vatten undertryckande, basupplösning = 256, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 4A).
    3. Förvärva i sagital orientering som är i linje med den interhemispheric sprickan. Eftersom MPRAGE är en 3D-sekvens kan bilderna fortfarande registreras på baslinjeskanningen i slutet av studien.
  6. Magnetiseringsberedd 2 - Rapid Acquisition Gradient Echo (MP2RAGE)
    1. Detta är en T1-viktad3D-sekvens med samtidig T1-mappning; en två inversion-kontrast magnetisering-beredd snabb gradient ekosekvens för robusta vit fråga lesion volym mätningar75. MP2RAGE-sekvensen producerar bilder med olika kontraster, t.ex. två gradientekobilder med olika inversionstider och bläddervin, en T1w-bild utan bullrig bakgrund och en T1-karta. Kvantitativ T1-kartläggning ger ytterligare diagnostisk information hos MS-patienter för att bättre diskriminera lesionsundertyper och möjliggöra snabbare iscensättning av sjukdomsaktivitet76. MP2RAGE visades nyligen förbättra visualiseringen av subpial intrakortikala lesioner (figur 13A)77, som är associerade med meningeal inflammation i MS78 och är till stor del svåra att upptäcka även med högre fältstyrkor och avancerade metoder. MP2RAGE-koden med öppen källkod är tillgänglig från utvecklaren: https://:github.com/JosePMarques/MP2RAGE-relaterade skript
    2. Använd följande MP2RAGE-sekvensparametrar: TA = 11 min 37 s, 3D-dimension, sagital orientering, PE-riktning A>P, rumslig upplösning = [1,01,0]mm², matris = 256×256, FOV = 256 mm, FOV-fas = 93,75 %, plattor = 1, skivor per platta = 176, segmenttjocklek = 1,0 mm, skivgap = 0,5 mm, TR = 1, 1 TI 1 = 700 ms, TI 2 = 2500 ms, FA 1 = 4 °, FA 2 = 5°, ingen fett- eller vattendämpning, basupplösning = 320, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 3 (figur 5).
    3. Kör MP2RAGE med samma orientering och positionering som MPRAGE.
  7. Vätskeförsenad inversion återhämtning (FLAIR)
    1. FLAIR är en 3D-sekvens som använder T2-viktadvätskeförsenad inversionsåtervinning (FLAIR) med CSF-signaldämpning för att bedöma spridning av nya MS-lesioner över tid(på Siemens skannrar används den tillsammans med SPACE (Sampling Perfection with Application-optimized Contrasts using different flip angle Evolutions, imaging module ). Fördelar med denna sekvens inkluderar hög isotropisk upplösning, låg SAR, parallell imaging möjlighet, CSF undertryckande och därför bättre upptäckt av skador vid hjärnan parenchymal gränser. FLAIR är särskilt fördelaktigt att identifiera närskador (figur 13B)79 och leptomeningealförbättringar (LME) postcontrast i MS-hjärnor80. Intressant nog var detektion av LME hos MS-patienter vid 1, 5 T betydligt högre vid användning av FLAIR CUBE (imaging module for GE MR systems) jämfört med FLAIR SPACE (Siemens)81. 3D FLAIR SPACE visade sig vara en attraktiv T2-viktad sekvenssom kompletterar ovanstående T1-viktadeMP2RAGE-sekvens för lesionsdetektering hos MS-patienter76. Vanligtvis är båda sekvenserna samregistrerade med tvärsnitts lesion segmenteringar för att göra gemensamma MS lesion kartor82. Nyligen identifierade FLAIR (på ett 3,0 T Philips MR-system) att patienter med Susacs syndrom var betydligt mer benägna att presentera med LME än MS-patienter83.
    2. Använd följande FLAIR-sekvensparametrar: TA = 6 min 16 s, 3D-modell, sagital orientering, PE-riktning A>P, isotrop upplösning = [0,8×0,8×0,8]mm³, matris = 320×320×320, FOV = 256 mm, plattor = 1, skiva översampling = 18,2 %, skivor per platta = 176, FOV-fas = 87,5 %, segmenttjocklek = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TR = 176, FOV-fas = 87,5 %, segmenttjocklek = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TR = 176, FOV-fas = 87,5 %, segmenttjocklek = 0,80 mm, TR = 800 ms sammanfogningar = 1, rå- och bildfilter, TI = 2150 ms, ingen fett- eller vattendämpning, accelerationsfaktor längs faskodningsriktningen AFPE = 4 (figur 6).
    3. Kör sekvensen i sagital orientering, samma som MPRAGE- och MP2RAGE-sekvenserna.
    4. Öka FOV-fasen i sekvensparameterkartan till 100% om näsan är utanför den gula ramen. Detta ändrar TA till 6 min 56 s.
  8. Multi-Echo Snabb lågvinkelskott (FLASH-ME)
    1. FLASH-ME är en 2D T2*-viktad GRE-sekvens som förvärvar flera ekon med olika ekotider. En liknande sekvens användes tidigare vid 7,0 T som ett kvantitativt verktyg för att uppskatta T2* avslappningshastigheter, för att studera mönster av cytoarkitectural organisation i hela cortex i hälsokontroller 84. Mer nyligen användes kvantitativ T2* kartläggning för att studera när vävnadsintegritet hos MS-patienter, och kognitiv svikt visade sig korrelera med T2 * ökning, oberoende av när tjocklek eller närvaro av skador85. Vid användning av endast längsta ekotid används sekvensen för att avgränsa MS-skador med vit materia som är centrerade kring ett litet venöst kärl (central ventecken, figur 12), särskilt de nära ventriklarna (figur 14a)42,55.
    2. Använd följande FLASH-ME-sekvensparametrar: TA = 12 min 10 s, 2D-läge, tvärgående orientering, i planupplösning = [0,47×0,47]mm², matris = 512×512, FOV = 238 mm, skivor = 52, segmenttjocklek = 2,0 mm, inget segmentgap, PE-riktning R>L, TR = 1820 ms, TE1-8 = 4,0 ms, 7,08 ms, 7,0 ms, 1,0 ms, 1820 ms, TE 1-8 = 4,0 ms, 1,0 ms, 7,0 ms, 1,0 ms, 1,08 ms, 7,08 ms, 7,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1820 ms, 1,0 ms, 1,08 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1820 ms, 1820 ms, TE 1-8 = 4,0 ms, 7,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1820 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1820 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1,0 ms, 1 19,37 ms, 22,43 ms, 25,49 ms (se till att ökningen av ekotiden är en multipel av fett-vattenförskjutningen på 3,5 ppm), ig = 1, konkakanationer = 1, FA = 35 °, ingen fettdämpning (figur 7).
    3. Använd 3D MPRAGE och de koronala, tvärgående Localizer-bilderna för att planera geometrin hos 2D FLASH-ME-skanningen.
    4. Justera FOV och skivor så att hela huvudet är i mitten (se ovan).
    5. Flytta och luta 2D FLASH-ME FOV med hjälp av zoom- och panoreringsverktyget på sagittal MPRAGE-bilderna så att FOV:s nedre gräns (gul ram) är i linje med den nedre corpus callosumlinjen(subcallosal plane).
    6. Flytta hela stacken efter angulation, så att det översta lagret slutar med skallkalotten. Stacken täcker inte hela hjärnan. Större staplar ökar mättiden och introducerar nasala magnetiska känslighetsartefakter.
    7. Ändra justeringsvolymen om den inte längre är i linje med geometrivolymen. Upprepa vid behov justeringarna (se ovan).
  9. Känslighet viktad bildbehandling (SWI)
    1. För SWI ska du använda magnitud och fasdata för en fullt flödeskompenserad 3D T2*viktad GRE-sekvens. För att förbättra känslighetskontrasten genereras viktningsmasker från fasdata och multipliceras med magnitudbilder i SWI86. SWI ökar kontrasten mellan vener och omgivande vävnad87, och identifierar också järndeposition hos MS-patienter88. En deposition av järnbelastade makrofager sker vid kanterna av kroniska demyelinerade MS-lesioner89, och detta presenterar som en hyperintense signal vid lesionsgränsen påfasbilderna 89,90 och en minskad signal (hypointense rim) på T2*-viktade bilder efterbehandlade med SWI in vivo och post mortem91 ( Figur14b ). 3D-kodning möjliggör kortare TR och lägre flip-vinklar, vilket möjliggör hel hjärntäckning, minskar förvärvstiden och sänker känsligheten för B1+ fältperturbations92. Parallell avbildning minskar också förvärvstiden; generaliserad autokalibrerande delvis parallell förvärv (GRAPPA) parallell avbildning rekonstruerar storleks- och fasbilder för varje kanal och kombinerar dem för att generera de slutliga bilderna93,94.
    2. Använd följande SWI-sekvensparametrar: TA = 9 min 26 s, 2D-läge, rumslig upplösning: [0,30,3]mm², matris = 768×768, FOV-avläsning = 256 mm, FOV-fas = 68,75 %, plattor = 1, skivor per platta = 120, segmenttjocklek = 1,0 mm, skivgap = 0,2 mm, stark tvärgående orientering, PE-riktning R>L, TR = 1, 0, 0, 2 mm, stark tvärgående orientering, PE-riktning R>L, TR = 1,0 mm, segmentgap = 0,2 mm, stark tvärgående orientering, PE-riktning R>L, TR = 1,0 mm, segmentgap = 0,2 mm, stark tvärgående orientering, PE-riktning R>L, TR = 1, 0 mm, segmentgap = 0,2 mm, stark tvärgående orientering, PE-riktning R>L, TR = 1, 0, 3 ms sammanfogningar = 1, FA = 30 °, ingen fett- eller vattendämpning, basupplösning = 768, fasupplösning = 100 %, segmentupplösning = 100 %, fas partiell Fourier = 6/8, skiva partiell Fourier = 6/8, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 2 (figur 8).
    3. Förvärva i tvärgående orientering och introducera inte någon angulation eftersom detta gör efterbearbetning svårare.
    4. Flytta skivplattan i kranial riktning så att den översta kantlinjen är i linje med skallkalotten. Förskjuta plattan i ventral eller dorsal riktning, så att hjärnan är helt i mitten av FOV.
  10. Kvantitativ känslighetsmappning (QSM)
    1. För QSM använder du en 2D T2*-viktad GRE-sekvens (använder sex eko gånger med flödeskompensation för det första ekot). QSM är en efterföljare till SWI och tanken bakom det är att ge en voxel-by-voxel uppskattning av känslighetsfördelningen95. QSM använder fasbilder och genererar en 3D-känslighetsfördelning. Voxelintensiteten är linjärt proportionell mot den underliggande vävnadens uppenbara magnetiska känslighet. Vid studier av MS-patologi ger QSM viktig information om vävnadssammansättning och mikrostruktur såsom myelininnehåll i vit materia och järndeposition i grå materia95. De olika MS-patofysiologiska processer som bidrar till MR-mätbara signalförändringar är komplexa, så att en kombination av olika MR-metoder är fördelaktig: medan QSM är mer känslig för MS-relaterade vävnadsförändringar, visar den också en additiv effekt av järnackumulering och demyelination (båda främjar magnetisk känslighet), detta står i kontrast till T2* kartläggning, där båda patofysiologiska processer i MS kommer att utöva motsatta effekter: demyelination ökar T2* hastighet medan järndeposition minskar T2*96. QSM löser noggrant det magnetiska känslighetsmönstret jämfört med fasbilder och visar därför både fasta och fälgmönster av känslighet mer exakt och tillförlitligt97. Genom att kombinera T2*-viktade bilder med SWI och QSM är det också möjligt att studera förändringar i järninnehåll i lesioner under sjukdomsprogression i MS: medan icke-järnbelastade lesioner är hyperintense i alla sekvenser, är järnbelastade lesioner hypointens i T2* och SWI men inte QSM 98.
    2. Använd följande QSM-sekvensparametrar: TA = 7 min 43 s, 2D-läge, plattor = 1, PE-riktning A>P, i planupplösning = [0,49×0,49]mm², matris = 448×448, FOV-avläsning = 220 mm, FOV-fas = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,3 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta = 96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva översampling = 8,3 %, TR = 90,6 %, skivor per platta =96, skiva tjocklek = 1,0 mm, skiva över 16,32 ms, 21,42 ms, 26,52 ms, 31,62 ms, genomsnittlig = 1, konkaktioner = 1, bildfilter, FA = 30 °, ingen fett- eller vattendämpning, basupplösning = 448, fas partiell Fourier = 6/8, skiva partiell Fourier = 6/8, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 2 (Figur 9).
    3. Flytta och luta FOV med hjälp av zoom- och panoreringsverktyget på sagittal MPRAGE-bilderna så att den nedre gränsen för FOV (gul ram) är i linje med den nedre corpus callosumlinjen(subcallosal plan).
    4. Flytta segmentstapeln kranialt så att det översta lagret är i linje med skallkalotten.
  11. Diffusionsvägd ekoplana avbildning (DW-EPI)
    1. För DW-avbildning, använd en 2D EPI-sekvens med 64 olika diffusionskodningsriktningar vid b-värde b = 0 s/mm2 och b = 1000 s/mm2. DW-avbildning upptäcker diskreta förändringar i vävnadsmikrostruktur, inklusive diffus neurodegeneration och demyelination i NAWM i tidigt skede MS som ofta missas på konventionell MRI99,100. Tidigare diffusionsstudier på MS rapporterade ökad genomsnittlig diffusivitet vid närskador101. En senare studie vid 7,0 T visade liknande resultat men också en lägre intracellulär volymfraktion i tidigt skede MS. Det intracellulära utrymmet separerades från den isotropiska volymfraktionen (ödem eller CSF) och extracellulärt utrymme genom att montera en trefacks vävnadsmodell på DW-bilderna 102. En minskning av intracellulär volymfraktion rapporterades inte bara i när- och WM-lesioner utan också i NAWM, jämfört med WM av kontroller102. I WM organskador åtföljdes det minskade intracellulära facket av ökad genomsnittlig diffusivitet och fraktionerad anisotropi, vilket indikerar demyelination och axonal förlust102. DW-EPI associeras ofta med geometriska förvrängningar som visas som sträckta eller komprimerade pixlar i den förvärvade bilden. För att kompensera för detta har omvända fasgradientmetoder införts, där samma segment förvärvas två gånger med hjälp av pe-polariteter (Opposite Phase Encoding) 103,104. De motsatta rumsliga förvrängningsmönstren kan justeras och bilderna kombineras med registreringsverktyg. För distorsionskorrigering förvärvas samma bild med omvänd PE-riktning men utan diffusionsviktning, därav en minskning av förvärvstiden.
    2. Använd följande DW-EPI-sekvensparametrar: TA = 14 min 02 s, 2D-dimension, tvärgående orientering, A>P PE-riktning, rumslig upplösning = [1,951,95]mm², matris = 256×256, FOV-avläsning = 500 mm, skivor = 30, FOV-fas = 100,0 %, segmenttjocklek = 2,0 mm, skiva mellanrum = 2,0 mm, TR = 12000 ms, TE = 1, 12000 ms, TE = 1, 0 mm, 2,0 mm, 2,0 mm, TR = 12000 ms, TE = 12000 ms, TE = 1, 1 basupplösning = 256, fasupplösning = 100 %, fas partiell Fourier = 6/8, parallell avbildning med GRAPPA, AFPE = 3, diffusionsläge = MDDW, 2 diffusionsvikter: b-värde 1 = 0 s/mm², b-värde 2 = 1000 s/mm², diffusionsriktningar = 64 (figur 10).
    3. Förvärva i tvärgående orientering och introducera inte någon angulation eftersom detta gör efterbearbetning svårare.
    4. Flytta FOV så att lagerblockets övre linje är i linje med skallkalotten. Skifta dorsoventrally så att hjärnan är exakt i mitten av FOV.
    5. Förvärva sekvensen i två omvända polariteter i faskodningsriktningen (PE) för att avbryta förvrängningsföremål under efterbearbetningen. Om du vill köra den omvända polaritetssekvensen upprepar du 2D EPI-sekvensen igen och väljer nu versionen av sekvensen med PE-riktningen i P>A. Ändrade sekvensparametrar: TA = 1 min 14 s, P>A PE-riktning, 1 diffusionsviktning: b-värde = 0 s/mm².
    6. Kör den här sekvensen med samma orientering och placering som den tidigare 2D EPI-sekvensen.
    7. Bekräfta att faskodningsriktningen är inställd på P>A på parameterfliken Rutin. Om inte, ändra genom att mata in 180°.
    8. Så snart den sista sekvensen är klar och rekonstruerad är MR-undersökningen klar.
    9. Dokumentera alla förvärvade sekvenser och tillhörande beskrivningar i CRF.

5. Slutföra MR-undersökningen

  1. Gå in i MR-skannerrummet och flytta ämnestabellen långsamt bort från isocentrum.
  2. Utvärdera ämnets tillstånd och fråga om eventuella biverkningar före, under eller efter mätningarna. Fråga specifikt om yrsel, ljusblixtar, känsla av värme eller kyla, allmänt obehag, muskelryckningar, metallisk smak eller andra effekter.
  3. Dokumentera alla observationer (inklusive biverkningar) i CRF.
  4. Efter ett slutligt samråd åtföljs ämnet till omklädningsrummet, sedan till skåpet för att hämta värdesakerna som lagras där och sedan till byggnadens utgång. Som säkerhetsåtgärd följer alltid med besökande ämnen.
  5. Arkivera alla skriftliga dokument (CRF, ämnes-ID-lista, formulär för studiegodkännande) i prövarplatsens mapp och lås på ett säkert ställe. Lagringsperioden är minst 10 år.

6. Säkerhetskopiering av data

VARJE MR-center följer sina egna riktlinjer för att spara och säkert säkerhetskopiera MR-data. Digitala MR-data ska lagras på en lösenordsskyddad server. Proceduren nedan är typisk för ett Siemens 7.0 T MR-system.

  1. Välj deltagar-ID-nummer i patientbläddraren och välj Överför.
  2. Välj Exportera till Off-line och ange sökvägen till en lokal mapp (t.ex. C:\temp).
  3. Kontrollera om processen är klar (från överföring | Status för lokalt jobb).
  4. Välj Avancerad användare (Ctrl+Esc) och lås upp genom att ange administrativt lösenord.
  5. När avancerad användare är aktiverad går du till Utforskaren (Ctrl+Esc).
  6. Flytta Dicom-data från den lokala mappen till en säker Dicom-datastudiemapp på den lösenordsskyddade servern.

7. Systemavstängning

  1. Stäng av systemet enligt systemets krav. För Siemens-skannrar använder du den övre stapeln i syngoprogramvaran för att stänga av programvaran. Stäng av MR-systemet (blå knapp på Siemens skannrar) först efter att programvaran har stängts av. Vrid nyckeln åt vänster.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 26-årig kvinna som diagnostiserats med skovl förlöpande MS (RRMS) undersöktes vid 7,0 T med hjälp av ovanstående protokoll(figur 11). Vissa förvrängningar i B1+ profilen kan observeras i MR-bilderna. Detta förväntas när man går över till högre resonansfrekvenser43; de kortare våglängderna ökar destruktiva och konstruktiva störningar105,106. För att skaffa MR-bilderna (figur 11, figur 12, figur 13, bild 14) använde vi en enda kanals överföringsvolymspole på ett Siemens 7.0 T MR-system där en manuell justering av fas och amplitud inte var möjlig för att kompensera B1+ inhomogeneities. Multiöverföringsteknik erbjuder de frihetsgrader av parallell överföring som krävs för att dynamiskt modulera B1+ fältfördelningen44. Även om B1+ -mönstret inte kan modifieras för ett enda överföringselement i en viss spole, kan de elektromagnetiska egenskaperna hos den omgivande miljön ändras, vilket har visat sig med dielektrisk stoppning fylld med vatten107 eller kalciumtanatat suspensioner108 som används vid 7,0 T. Geometriskt skräddarsydda dielektriska kuddar har visat sig vara effektiva vid avbildning av hjärnan 109, 110 och särskilt innerörat111, en utmanande plats att avbilda på grund av inhomogeniteter från känslighetsskillnader mellan innerörat vätskor och ben.

I figur 11 visas sagittal och tvärgående syn på patientens hjärna med hjälp av olika protokoll som ger olika kontraster. Fyra och ett halvt år före 7,0 T MR undersökning patienten presenteras med diplopia och suddig syn. Diagnos fastställdes ursprungligen, baserat på 2017 McDonald kriterier8 på grund av att periventricular, juxtacortical och infratentorial MR lesion distribution och baserat på förekomsten av både gadolinium-förbättra och icke-förbättra skador vid 3.0 T. CSF resultat var inom normala gränser. Medicinering med natalizumab (NTZ) inleddes därefter. MS diagnos ifrågasattes därefter på grund av att en ökning av T2 organskador och flera kliniska återfall med ofullständig eftergift trots den mycket effektiva NTZ behandling. 7,0 T MRI stödde dock MS-diagnosen genom att avslöja det centrala ventecknet i majoriteten av periventricular och juxtacortical skador(figur 12). MS-diagnosen bekräftades ytterligare av när patologi(figur 13) och hypointens fälg strukturer som omger en delmängd av T2 hyperintense organskador(figur 14). Diagnostiska omvärdering ingår också en sökning efter andra autoimmuna, infektiösa och metabola störningar men avslöjade inte ytterligare onormala resultat. Så småningom testades patienten positivt för antikroppar mot NTZ, vilket indikerar antikroppsmedierad neutralisering och förklarade det otillräckliga behandlingssvaret mot NTZ 112. Därför avslutades en MS diagnos med en svarslöshet mot NTZ terapi i denna patient. Medicinering byttes från NTZ till Ocrelizumab och patienten har varit återfallsfri under de följande stadierna.

Figure 1
Bild 1. Byt ruta på Siemens MR-skanner Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 2
Figur 2. Ansluta en dedikerad RF-spole till MR-systemet. a) Sändning (Tx), 24- eller 32-kanals mottagningsspole (Rx) radiofrekvenshuvudspole skräddarsydd för hjärnans MRT vid 7,0 T (b) Instruera försökspersonen att flytta sig närmare RF-huvudspolen och placera motivets huvud över den nedre RX-spolen och under den övre RX-spolen (vänster panel). Flytta sedan TX-delen av RF-huvudspolen över RX-spolen (längst ner till höger). Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 3
Bild 3. Kör justeringar (Siemens-systemet). a) Grundläggande frekvensjustering,b) Justering av sändarspänning,c) Generering av B0-karta och 3D-shimming. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 4
Figur 4. MR-sekvensplanering på 7,0 T MR-system från olika leverantörer. a)Siemens,b) Philips ochc) General Electric. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 5
Figur 5. Planera 3D MP2RAGE imaging sekvens Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figure 6
Figur 6. Planera 3D SPACE-FLAIR imaging sekvens Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figure 7
Figur 7. Planera 2D FLASH-ME imaging sekvens Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figure 8
Figur 8. Planera 3D-känslighetsviktad bildsekvens Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 9
Figur 9. Planera QSM-FC Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figure 10
Bild 10. Planera diffusionsviktad ekoplana-bildsekvens Klicka här för att se en större version av denna figur.

Figure 11
Figur 11. Representativa resultat av högupplöst hjärn MRI av en RRMS patient Övre panel från vänster till höger: (a) sagittal vy av en T1w 3D inversion återhämtning-beredd bortskämd-GRE sekvens (MPRAGE),( b) tvärgående vy av T1w 3D MPRAGE, (c) tvärgående vy av T2* w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-eko avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), ( d ) tvärgående vy av en T 2 * w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME), (d w vätskedättad inversionsåtervinning med hjälp av samplingsperfektion med applikationsoptimerade kontraster med hjälp av olika flip angle evolutions (SPACE-FLAIR),( e) tvärgående vy av flöde kompenserad kvantitativ känslighetsmappning (QSM-FC). Nedre panelen från vänster till höger:( f) sagittal vy av en T1w 3D magnetiseringsberedd snabb gradient ekosekvens (MP2RAGE),g) tvärgående vy av T1w 3D MP2RAGE,h) tvärgående vy av 3D-känslighet viktad bildbehandling (SWI) med hjälp av magnitud och fasdata i en helt flödeskompenserad GE-sekvens,i) kombinerad fraktionell anisotropy-karta och riktningskarta j)tvärgående vy av T2*w 2D-gradient ekoavbildning med flödeskompensation (GRE-FC). Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 12
Figur 12. Representativa white-matter MS organskador med centrala ven tecken ( a ochb) Transversal visa av T2*w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME) avslöjar mycket MS-specifika centrala ven tecken (röd pil) inom exemplariska periventricular organskador, (c) en rätt-halvklotformade thalamic lesion (d), och en parietal juxtacortical lesion, underbygga patientens MS diagnos. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 13
Figur 13. Representativa när MS lesion. a)Sagittal vy av en T1w 3D magnetisering-förberedd snabb gradient ekosekvens (MP2RAGE) avgränsar subpial när lesion (röda pilhuvuden) inom parietal cortex (b) med motsvarande hyperintensity i transversal vy av en T2w vätske-dämpad inversion återhämtning (SPACE-FLAIR), som indikerar förekomsten av när MS patologi i relapsing-remitting MS patient. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 14
Figur 14. Representativa hypointense fälgstrukturer. (a) Tvärgående vy av T2* w 2D FLASH sekvens med multi-echo avläsning (FLASH-ME) avslöjar en ovoid periventricular MS lesion, och( b) tvärgående vy av 3D känslighet viktad imaging (SWI) avgränsar en hypointense rim struktur runt lesion, föreslår järn-lastade makrofager att vara närvarande som en potentiell surrogat för MS lesion verksamhet. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Metallimplantat (kan fungera på grund av magnetfält eller orsaka skada)
Elektroniska apparater t.ex. pacemakers, defibrillatorer, insulinpump, nervstimulatorer
Aneurysm och hemostatiska clips, protes hjärtklaffar
Cochlear, otologic implantat
Infusionsanordningar för läkemedel
Djupa hjärnstimuleringselektroder
Blyelektrokardiogramtrådar
Andra kontraindikationer (risk för brännskador på huden, svullnad eller skada via magnetfältseffekter)
Vissa medicineringslappar
Metalliska främmande kroppar t.ex. splitter eller andra minimala metallfragment i ögat
Vissa tatueringar och kosmetika (permanent makeup)
Kroppshåltagning smycken
Graviditet (möjliga negativa biologiska effekter av magnetfält)
Känd klaustrofobi

Tabell 1. Huvudsakliga kontraindikationer av en MR-undersökning. De vanligaste kontraindikationerna är metallimplantat. Implantat blir alltmer MR-säkra (MRI-villkorliga) men är fortfarande ett stort problem.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Protokollet som presenteras här beskriver en serie MRI sekvenser med olika kontraster som vanligtvis används vid undersökning MS patienter vid 7.0 T. Tillsammans med framväxande teknisk utveckling, de ger grunden för utforskningar i mer avancerade tillämpningar i metabola eller funktionella imaging.

Bortsett från hjärnskador påverkar skador i ryggmärgen ofta MS-patienter som orsakar motorisk, sensorisk och autonom dysfunktion. Men ryggmärgsavbildning, särskilt vid 7,0 T, är tekniskt utmanande113. Ytterligare utveckling inom parallell överföring och parallell avbildning är berättigad att övervinna hindren för förvrängda B1-fältprofiler 114.

Målet med detta protokoll är att sprida och synergistiskt koppla samman teknikutveckling och klinisk tillämpning över disciplinära områden. Bortsett från de förväntade förbättringarna i rumslig och temporal upplösning, inkluderar möjligheter från de förändrade fysiska egenskaperna hos högre magnetfält bättre kontraster i känslighetsvägd avbildning (SWI) och faskontrasttekniker115, samt avbildning av X-atomkärnor som natrium116,117 och fluor118,119,120 för en mer djupgående bedömning av patologin samt terapeutisk övervakning.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Det finns inga konkurrerande ekonomiska intressen att deklarera.

Acknowledgments

Detta projekt (T.N.) har delvis fått finansiering från Europeiska forskningsrådet (ERC) inom ramen för Europeiska unionens forsknings- och innovationsprogram Horisont 2020 enligt bidragsavtal nr 743077 (ThermalMR). Författarna vill tacka teamen på Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.), Max Delbrueck Center for Molecular Medicine i Helmholtz Association, Berlin, Tyskland; vid National 7T Facility, Lund University Bioimaging Center, Lunds universitet, Lund, Sverige och vid ECOTECH-KOMPLEXet, Maria Curie-Skłodowska universitetet, Lublin, Polen för teknisk och annan hjälp.

Materials

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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

Tags

Medicin nummer 168
Magnetisk resonanstomografi av multipel skleros vid 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