الكمي التصوير بالرنين المغناطيسي من مرض العضلات والهيكل العظمي

Medicine

Your institution must subscribe to JoVE's Medicine section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

Welcome!

Enter your email below to get your free 1 hour trial to JoVE!





We use/store this info to ensure you have proper access and that your account is secure. We may use this info to send you notifications about your account, your institutional access, and/or other related products. To learn more about our GDPR policies click here.

If you want more info regarding data storage, please contact gdpr@jove.com.

 

Summary

الأمراض العصبية والعضلية في كثير من الأحيان تظهر على متفاوتة زمنيا، علم الأمراض غير متجانسة مكانيا، ومتعددة الأوجه. والهدف من هذا البروتوكول هو لوصف هذه الحالة المرضية باستخدام غير الغازية أساليب التصوير بالرنين المغناطيسي.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations

Damon, B. M., Li, K., Dortch, R. D., Welch, E. B., Park, J. H., Buck, A. K., Towse, T. F., Does, M. D., Gochberg, D. F., Bryant, N. D. Quantitative Magnetic Resonance Imaging of Skeletal Muscle Disease. J. Vis. Exp. (118), e52352, doi:10.3791/52352 (2016).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Introduction

يصف الكمي التصوير بالرنين المغناطيسي (qMRI) تطوير واستخدام التصوير بالرنين المغناطيسي لتحديد الفيزيائية والكيميائية، و / أو الخصائص البيولوجية في المنظومات الحية. يتطلب QMRI التي تتبنى واحد نموذج الفيزياء الحيوية للنظام، التي تتألف من الأنسجة من الاهتمام وتسلسل نبض التصوير بالرنين المغناطيسي. تم تصميم تسلسل نبض لتوعية شدة إشارة للصور إلى المعلمة من الفائدة في هذا النموذج. يتم قياس خصائص إشارة التصوير بالرنين المغناطيسي (حجم إشارة، تردد، و / أو المرحلة) وتحليلها وفقا للنموذج. الهدف هو إنتاج، وتقدير الكمي غير متحيز للمعلمة المادية أو البيولوجية بعد توزيعه بصورة مستمرة، ووحدات الفيزيائية للقياس. في كثير من الأحيان يتم تحليل المعادلات التي تصف النظام وتركيبها على أساس بكسل حسب بكسل، وتنتج صورة التي تعكس بشكل مباشر قيم متغير القيم بكسل. يشار مثل هذه الصورة لكخريطة حدودي.

الإستعمال الشائع للqMRI هو دevelopment وتطبيق المؤشرات الحيوية. المؤشرات الحيوية يمكن استخدامها لتحقيق آلية المرض، ووضع التشخيص، تحديد التشخيص، و / أو تقييم استجابة علاجية. ويمكن أن تأخذ شكل تجمعات أو أنشطة الجزيئات الذاتية أو الخارجية، عينة نسيجية، وهي كمية فيزيائية، أو صورة داخلية. بعض المتطلبات العامة من المؤشرات الحيوية هي أنها موضوعية قياس متغير موزعة بشكل مستمر باستخدام وحدات المادية للقياس. لدينا واضحة ومفهومة جيدا العلاقة مع علم الأمراض في المصالح؛ لديهم حساسية لتحسين لوتدهور حالة سريرية. ويمكن قياس مع دقة مناسبة والدقة. المؤشرات الحيوية غير الغازية أو الغازية الحد الأدنى مرغوبة بشكل خاص، كما أنها تعزز راحة المريض والحد الأدنى من تعكير صفو علم الأمراض من الفائدة.

هدف لتطوير المؤشرات الحيوية القائمة على الصورة لمرض في العضلات هو أن تعكس مرض في العضلات بطرق complementarذ ل، وأكثر تحديدا من أكثر مكانيا انتقائية من و / أو أقل تغلغلا من النهج القائمة. ميزة واحدة معينة من qMRI في هذا الصدد هو أن لديها القدرة على دمج أنواع متعددة من المعلومات، وبالتالي يحتمل أن تميز العديد من جوانب عملية المرض. هذه القدرة هي مهمة جدا في أمراض العضلات، والتي كثيرا ما تظهر متغير مكانيا، علم الأمراض المعقدة التي تشمل التهاب، نخر و / أو ضمور مع استبدال الدهون، والتليف، تعطل شعرية خيط عضلي ( "تدفق Z-القرص")، وتلف الغشاء . ميزة أخرى من وسائل qMRI هي أن الأوصاف النوعية أو شبه الكمية للصور الرنين المغناطيسي القائم على النقيض تعكس ليس فقط علم الأمراض، ولكن أيضا اختلافات في المعلمات الحصول على الصور، والمعدات، والإدراك البشري. وقد تجلى مثال على هذه المسألة الأخيرة التي Wokke وآخرون، الذي أظهر أن التقييمات شبه الكمية للتسلل الدهون تختلف اختلافا كبيرا، وكثيرا ما غير صحيحة، ثالدجاجة مقارنة مع الكمية التصوير بالرنين المغناطيسي الدهون / الماء (FWMRI) 1.

وصف بروتوكول هنا يشمل تسلسل النبض لقياس طولية (T 1) وعرضية (تي 2) الثوابت وقت الاسترخاء، الكمي نقل مغنطة (QMT) معلمات، معاملات نشر المياه باستخدام نشر الموترة التصوير بالرنين المغناطيسي (DT-MRI)، وبنية العضلات باستخدام صور الهيكلية وFWMRI. يقاس تي 1 باستخدام تسلسل الانتعاش انعكاس، الذي هو مقلوب متجه مغنطة صافي وأخذ عينات من حجمه كما يعود النظام إلى التوازن. يتم قياس T 2 بإعادة تركيز مرارا مغنطة عرضية باستخدام القطار من إعادة تركيز البقول، مثل (CPMG) طريقة كار-بورسيل Meiboom-جيل، وأخذ عينات من الناتج تدور أصداء. ويمكن تحليل تي 1 و تي البيانات 2 باستخدام أساليب تركيب منحنى غير الخطية التي إما تحمل عددا من exponeمكونات ntial مسبقا (عادة ما بين واحد وثلاثة) أو باستخدام نهج معكوس الخطي الذي يناسب البيانات المرصودة لمجموع عدد كبير من exponentials المتحللة، مما أدى إلى طائفة من سعة إشارة. هذا النهج يتطلب حلا مربع غير سالب الأقل (NNLS) ويتضمن عادة تنظيم إضافي لتحقيق نتائج مستقرة. وقد استخدمت تي 1 و تي 2 القياسات على نطاق واسع لدراسة أمراض العضلات واصابة 4-9. وانخفض تي 1 القيم عادة في المناطق التي تسللت الدهون من العضلات ورفع في المناطق الملتهبة 4-6. وارتقى T 2 القيم في كلا-تسلل الدهون والتهاب مناطق 10.

QMT-MRI يميز الماء وتشبه الصلبة حمامات بروتون الجزيئات الحرة في الأنسجة عن طريق تقدير نسبة الجزيئات إلى البروتونات مياه مجانية (نسبة حجم حمام السباحة، PSR)؛ وجوهري الاسترخاءمعدلات أوجه من هذه البرك. وفقا لأسعار الصرف بينهما. وتشمل النهج QMT المشتركة التشبع نابض 11 و الأساليب الانتقائية 12،13 الانتعاش انقلاب. يصف بروتوكول دون استخدام نهج تشبع نابض، والتي تستغل linewidth واسع للإشارة بروتون الجزيئات، نسبة إلى linewidth الضيق للإشارة بروتون المياه. التي تشبع إشارة الجزيئات على ترددات الرنين المختلفة بما فيه الكفاية من إشارة المياه، يتم تقليل إشارة المياه نتيجة لنقل مغنطة بين برك المياه بروتون الصلبة وحرة. ويتم تحليل البيانات باستخدام نموذج الفيزياء الحيوية الكمي. وقد تم تطوير QMT وتطبيقها في عضلات صحية 14،15، وظهر مجردة حديثا عن تنفيذه في أمراض العضلات 16. وقد استخدم QMT لدراسة النماذج الحيوانية الصغيرة من التهاب العضلات، حيث فقد تبين أن الالتهاب يقلل من PSR 17. بقدر ما MTيعكس محتويات كل من الجزيئات والمياه، قد تعكس البيانات MT أيضا التليف 18،19.

يستخدم DT-التصوير بالرنين المغناطيسي لقياس السلوك نشر متباين الخواص من جزيئات الماء في الأنسجة مع الخلايا ممدود أمر. في DT-التصوير بالرنين المغناطيسي، ويقاس نشر المياه في ستة أو أكثر من اتجاهات مختلفة. ثم يتم تركيبها هذه الإشارات إلى نموذج الموتر 20. موتر نشرها، وdiagonalized للحصول على ثلاثة القيم الذاتية (التي هي diffusivities الرئيسية الثلاثة) وثلاثة المتجهات الذاتية (التي تشير إلى الاتجاهات المقابلة لمعاملات نشر ثلاثة). وتوفر هذه والمؤشرات الكمية الأخرى المستمدة من D المعلومات حول بنية الأنسجة والتوجه على المستوى المجهري. خصائص نشر العضلات، وخاصة القيمة الذاتية الثالث من التطوير ودرجة تباين نشرها، تعكس العضلات التهاب 17 وتلف العضلات بسبب الاصابة التجريبية 2 1، الاصابة بسلالة 22، والمرض 23،24. وتشمل التأثيرات المحتملة الأخرى على خصائص نشر العضلات تغيرات في الخلية قطرها 25 و التغييرات نفاذية الأغشية.

وأخيرا، ضمور العضلات، دون أو دون تسلل الدهون العيانية، هو عنصر المرضية للعديد من الأمراض العضلية. ضمور العضلات يمكن تقييمها باستخدام الصور الهيكلية لقياس العضلات منطقة مستعرضة أو حجم وFW-التصوير بالرنين المغناطيسي لتقييم تسلل الدهنية. تسلل الدهون يمكن وصفها نوعيا في تي 1 - وT 2 -weighted الصور 26، ولكن أفضل طريقة لقياس الدهون والماء إشارات من خلال تشكيل الصور التي تستغل ترددات الرنين مختلفة من الدهون والماء البروتونات 27-29. وقد تم تطبيق أساليب الدهون / التصوير المياه الكمية في أمراض العضلات مثل ضمور العضلات 1،30،31، ويمكن التنبؤ فقدان التمشي في هؤلاء المرضى 31.

الطبقة = "jove_content"> بروتوكول qMRI الموصوفة هنا يستخدم كل من هذه القياسات لتوصيف حالة العضلات في المناعة الذاتية اعتلال العضلات التهاب الجلد الالتهابية (DM) والتهاب العضلات (بعد الظهر). مزيد من التفاصيل من البروتوكول، بما في ذلك استنساخ لها، وقد نشرت سابقا 32. ويتضمن البروتوكول تسلسل القياسية النبض وكذلك الترددات الراديوية (RF) والأشياء التدرج المجال المغناطيسي مبرمجة خصيصا على أنظمتنا. الكتاب تتوقع أن البروتوكول ينطبق أيضا في الاضطرابات العصبية والعضلية الأخرى التي تتسم ضمور العضلات، والتهاب، وتسلل الدهون (مثل ضمور العضلات).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

ملاحظة: يتم تذكير القارئ بأن جميع البحوث التي تجرى على البشر يجب أن تتم الموافقة من قبل مجلس المراجعة المؤسسية المحلية (IRB) لاستخدام المواد البشرية في مجال البحوث. يجب أن تكون على علم المشاركين البحثية لغرض والإجراءات والمخاطر والفوائد من البحوث المقترحة؛ توافر العلاجات أو الإجراءات البديلة؛ توافر الأجر. ومن حقوقهم في الخصوصية وسحب موافقتها ووقف مشاركتهم. قبل الدورة اختبار التصوير بالرنين المغناطيسي، محقق يجب تقديم المشاركين المحتمل للبحوث مع وثيقة الموافقة المستنيرة وافق الاتحاد الدولي للرجبي (ICD)، وشرح محتوياته، ويطلب من المشاركين المحتمل للبحوث اذا كان / انها ترغب في المشاركة في الدراسة. إذا كان الأمر كذلك، فإن المشاركين أن توقيع وتاريخ ICD قبل إتمام أي من الخطوات للبروتوكول هنا.

1. تطبيقات وقبل يوم من الاختبار

  1. تقييد أسلوب الحياة والعادات التي يمكن أن يتغلب على Dآتا
    1. إرشاد المشاركين ليس لأداء التمارين المعتدلة أو الثقيلة خلال ال 48 ساعة قبل الاختبار. إرشاد المشاركين إلى الامتناع عن الافراط في مكافحة الأدوية وتناول الكحول خلال 24 ساعة قبل الاختبار. إرشاد المشاركين إلى الامتناع عن تعاطي التبغ أو استهلاك الكافيين خلال ح 6 قبل الاختبار.
    2. قبل الاختبار، تأكد من أن المشاركين كانت متوافقة مع هذه التعليمات.
  2. إعداد نظام التصوير بالرنين المغناطيسي
    1. ضمان توافر جميع المعدات اللازمة، كما هو موضح في الجدول المواد والمعدات.
    2. تعريف بروتوكول التصوير بالرنين المغناطيسي. تم العثور على المعلمات المقترحة في الجداول 1-5.

2. يوم من الاختبار: إعداد للتصوير بالرنين المغناطيسي الحصول على البيانات

  1. فحص سلوك السلامة
    1. شاشة للأخطار المحتملة في بيئة التصوير بالرنين المغناطيسي من خلال وجود التصوير بالرنين المغناطيسي سلامة تيأمطر عامل الرعاية الصحية يقدم المشارك بحث مع شكل مناسب سلامة التصوير بالرنين المغناطيسي، مثل تلك التي وجدت في www.mrisafety.com.
    2. إذا كان هناك أي الأشياء المغناطيسية أو الحساسة مغناطيسيا مزروع، تأكد من أنها آمنة للتصوير بالرنين المغناطيسي المسح.
  2. إعداد نظام التصوير بالرنين المغناطيسي
    1. التأكد من أن جميع الموظفين وإزالة كافة الكائنات المغناطيسية والحساسة مغناطيسيا قبل الدخول إلى الغرفة التي تضم نظام التصوير بالرنين المغناطيسي. إجراء هذا الاختيار في كل مرة أن شخصا ما يدخل الغرفة التصوير بالرنين المغناطيسي.
    2. إعداد نظام التصوير بالرنين المغناطيسي عن طريق وضع التلقي لفائف على سرير المريض من نظام التصوير بالرنين المغناطيسي. أيضا، وضع فراش مع ورقة وسادة مع وسادة على السرير. هل لديك الأشرطة المتاحة لوضع حول الفخذين ومساند أو الوسائد لوضع تحت الركبتين.
    3. بدء واجهة البرنامج، إدخال بيانات المريض، وفتح بروتوكول التصوير.
  3. ضع مشارك أبحاث على الماسح الجدول التصوير بالرنين المغناطيسي <رأ>
  4. مراقبة المشاركين البحوث كما انه / انها يتحقق له / لها شخص والملابس للكائنات حساسة مغناطيسيا. تأمين هذه الكائنات خارج الغرفة التصوير بالرنين المغناطيسي في حاوية قابلة للقفل. أدخل غرفة التصوير بالرنين المغناطيسي مع المشاركين البحوث على الفور بعد الانتهاء من هذه الخطوة.
  5. ضع المشاركين على سرير المريض في موقف ضعيف قدم والعشرين. وضع جزء من الجسم المراد تصويره على مقربة من خط الوسط من الجدول ممكن عمليا. مكان دعومات أو الوسائد تحت الركبتين لتوفير تخفيف الضغط لأسفل الظهر ووضع وسادة تحت الرأس. للحد من الحركة، ولكن بلطف تأمين فعالية الفخذ والساق والقدمين والتأكد من أن المشارك هو مريح.
  6. وضع لفائف استقبال الترددات اللاسلكية حول الفخذين المشارك وتوصيله إلى نظام التصوير بالرنين المغناطيسي.
  • إرشاد المشاركين وكاملة النهائية قبل الاختبار خطوات
    1. يعطي تعليمات حول كيفية التواصل مع المحققين. توفير صarticipant مع حماية السمع ومسموعة والتي يمكن استخدامها في الدعوة إلى الاهتمام إذا لزم الأمر. إرشاد المشاركين بضرورة البقاء لا تزال أثناء وبين كل تسلسل التصوير.
    2. دفع سرير المريض في ماسح التصوير بالرنين المغناطيسي بحيث يكون جزء من الجسم المراد تصويره هو الانحياز إلى مركز الماسح الضوئي التصوير بالرنين المغناطيسي.
    3. بعد الخروج من غرفة التصوير بالرنين المغناطيسي، تأكد من أن نظام الاتصالات المريض يعمل ونرى أن المشارك هو مريح. في جميع أنحاء بروتوكول، والتواصل بشكل منتظم مع المشاركين لضمان له / لها الراحة والالتزام بالتعليمات.
  • 3. يوم من الاختبار: الحصول على بيانات التصوير بالرنين المغناطيسي

    1. خطوات التحضيرية
      1. كما يحدد نظام التصوير بالرنين المغناطيسي إعدادات مفيدة والمعايرة قبل كل تسلسل التصوير (التردد المركزي، المتلقي معايرة مكاسب، وما إلى ذلك)، والإشراف على هذه العمليات والتأكد من أن كل خطوة يتم تنفيذ correctlذ.
      2. باستخدام واجهة البرمجيات المناسبة، واكتساب مجموعة من الصور كالايزر (المعروف أيضا كطيار أو الصور الكشفية)؛ باستخدام معلمات اقترح الواردة في الجدول 2.
      3. تحديد مكان لوضع شريحة مركز لعمليات استحواذ البيانات qMRI، من خلال تحديد مجالات ضرر و / أو عن طريق الرجوع إلى موقف شريحة نسبة إلى المعالم التشريحية استنساخه.
    2. إرسال واستقبال لفائف معايرة خطوات
      1. لهذه الخطوات وكذلك كافة الخطوات التصوير لاحقة، وتحديد منطقة التشريح التي لتحسين تجانس الحقل المغناطيسي ثابت (ب 0)، وهي عملية تعرف باسم "الملئ". انظر الشكل 1A لوضع نموذجي من حجم الملئ من الفائدة (أصوات العراق) المستخدمة في الدراسات الحالية.
      2. إذا كان الماسح الضوئي التصوير بالرنين المغناطيسي لديه لفائف نقل متعدد العناصر، والحصول على بيانات RF المعايرة.
      3. إذا كان الماسح الضوئي التصوير بالرنين المغناطيسي لديه متعددة العناصر تتلقى لفائف، واكتسابخريطة حساسية المكانية للملفات.
    3. الحصول على الهيكلية بيانات التصوير بالرنين المغناطيسي
      1. الحصول عالية الدقة ومتعددة شريحة، تي 1 -weighted الصور باستخدام (فس) تسلسل والصدى تدور بسرعة. يتم توفير المعلمات التصوير المستخدمة في الدراسات الحالية في الجدول 1.
      2. الحصول عالية الدقة ومتعددة شريحة، تي 2 -weighted الصور باستخدام تسلسل فس. يتم توفير المعلمات التصوير المستخدمة في الدراسات الحالية في الجدول 2.
    4. الحصول على بيانات في الوقت الحقيقي ومراقبة الجودة وإجراء التصحيحات في مرحلة ما بعد المعالجة
      1. الحصول على بيانات متعددة التدرج صدى ثلاثية الأبعاد (3D) لحساب خرائط ب 0 المجال. يتم توفير المعلمات التصوير المستخدمة في الدراسات الحالية في الجدول 3.
      2. دراسة الخرائط الميدانية لضمان عدم وجود أي انحرافات أكبر من ± 60 هرتز (حوالي 0.5جزء في المليون في 3 تسلا) عبر الصورة. إذا كان هناك، واعتماد نهج بديل للالملئ (أسلوب مختلف، وضع مختلف من أصوات العراق، الخ.).
      3. الحصول على البيانات 3D لحساب خرائط زاوية الإيماءة. يتم توفير المعلمات التصوير المستخدمة في الدراسات الحالية في الجدول 2.
      4. دراسة الخرائط الميدانية لضمان عدم وجود أي المناطق التي تحيد بشكل مفرط من زاوية الإيماءة الاسمية. لنبضات الترددات اللاسلكية التي تستخدم في هذا البروتوكول، وتعتبر الانحرافات أكبر من ± 30٪ من زاوية الإيماءة الاسمية مفرطة.
    5. الحصول على البيانات qMRI
      1. الحصول على صور 3D لحساب تي وذلك باستخدام تسلسل الانتعاش انقلاب. وتعرض المعلمات التصوير المستخدمة في الدراسات الحالية في الجدول 3.
      2. تكرار القياس تي 1 في وجود قمع إشارة الدهون (FS، هذه المعلمة هي abbreviaتيد تي FS).
      3. الحصول على صور شريحة واحدة لحساب T وذلك باستخدام تسلسل متعددة تدور الصدى. استخدام المعلمات التصوير الواردة في الجدول 3.
      4. تكرار القياس تي 2 في وجود FS (تي 2، FS).
      5. الحصول على صور 3D لحساب المعلمات QMT، وذلك باستخدام تسلسل التشبع نابض مع FS والمعلمات التصوير الواردة في الجدول (4).
      6. الحصول على البيانات متعددة شريحة لحساب المعلمات نشر-موتر، وذلك باستخدام سلسلة من الصور المرجحة نشرها. يتم إعطاء المعلمات التصوير المستخدمة في هذه الدراسات في الجدول 4.
      7. الحصول على البيانات 3D لحساب الصور الدهون / الماء، باستخدام سلسلة من ست صور التدرج الصدى. يتم إعطاء المعلمات التصوير المستخدمة في هذه الدراسات في الجدول 5.
    6. بعد استكمال بروتوكول qMRI
      1. ضمانجميع الصور هي من نوعية مناسبة من خلال دراسة لهم عن القطع الأثرية يحتمل أن تكون قابلة للتصحيح وقياس ما يكفي من نسبة الإشارة إلى الضوضاء.
      2. لكل مجموعة البيانات qMRI، وتحديد مناطق عدة من الفائدة (رويس) في سلسلة صورة ودراسة إشارة بوصفها وظيفة المعلمة ذات الصلة (على سبيل المثال، للبيانات معتمد على تي 1 المكتسبة في خطوات 3.5.1 و 3.5.2، رسم إشارة بوصفها وظيفة من منظمة الشفافية الدولية، وضمان أن البيانات تتبع وظيفة انعكاس لاسترداد المدرجة أدناه في الخطوة 4.1.2).
      3. بعد الانتهاء من الفحص الشخصي للكائنات حساسة مغناطيسيا، أدخل غرفة التصوير بالرنين المغناطيسي. إزالة مشارك من المغناطيس، وإزالة كل الأشرطة والحشو، ومساعدة المشاركين في الخروج من ماسح التصوير بالرنين المغناطيسي وغرفة التصوير بالرنين المغناطيسي.
      4. نقل البيانات، وذلك باستخدام أساليب متوافقة مع قوانين الخصوصية الصحية المحلية، إلى محطة العمل المحلية للتجهيز؛ يمكن تصدير البيانات والتصوير الاتصالات الرقمية في الملفات الطب (DICOM) أو في بائعالصورة شكل الملكية (الطريقة المستخدمة في هذا البروتوكول).

    4. تحليل البيانات qMRI

    1. حساب خرائط حدودي
      1. استخدام برنامج حاسوبي مصمم للحوسبة العلمية وتحليل الصور. من خلال دراسة الرسم البياني من شدة إشارة في الصورة، تشكيل إشارة القائم على عتبة قناع الصورة التي يحدد مجالات إشارة من المناطق من الضوضاء. أكمل الخطوات أدناه للحصول على كل بكسل في الأجزاء إشارة من الصور.
      2. تحليل تي 1 البيانات عن طريق قياس كثافة إشارة S في كل مرة انعكاس (TI). ثم، تناسب قيم S لاسترداد انعكاس مع انخفاض نموذج ما قبل التأخير:

        Equation1

        حيث M 0 هو كثافة إشارة تمثل مغنطة في حالة توازن، S و هي نسبة انعكاس،وTD هي المرة قبل تأخير. ثم، احتواء البيانات مع FS إلى نفس النموذج، مما يتيح تحديد وقت الاسترخاء الطولي المستمر مع FS، تي FS.
      3. تحليل T 2 البيانات عن طريق قياس S في كل TE. ثم، وتناسب البيانات إلى نموذج تسوس أحادية الأسي:

        Equation2

        حيث N هو إشارة تعويض في الأساس. القارئ قد تقرر أيضا لاحتواء البيانات إلى نموذج متعدد الأسي، مثل أن أدناه:

        Equation3

        حيث J هو عدد عناصر الأسي وي و و T هي جزء إشارة وT 2 القيم المرتبطة ي عنصر عشر. أو، قد تستخدم للقارئ طريقة المربعات الصغرى غير السلبية (NNLS) 3. في لترحالة atter، ومتعدد الأسي الاسترخاء تحليل (MERA) الأدوات 33 متاح بحرية. هي برامج أخرى متاحة أيضا. كرر هذه التحليلات للبيانات مع وبدون FS.
      4. لتحليل البيانات QMT، وقياس S لكل قوة إشعاع وتردد تعويض. تصحيح القوى التشعيع الاسمية (ممثلة ω 1 في المعادلة أدناه) باستخدام خرائط زاوية الإيماءة. تصحيح إزاحة التردد (Δ و في المعادلة أدناه) باستخدام B 0 خرائط لضبط الترددات تعويض تطبيقها. ثم، وتناسب البيانات إلى نموذج التالية 34،35

        Equation4

        حيث سعر الصرف من تجمع الجزيئات إلى تجمع المياه مجانا، هو معدل الاسترخاء الطولي للسباحة المياه الحرة، هو معدل الاسترخاء الطولي للتجمع الجزيئات (يفترض أن يكون 1 ق -1)، هو PSR، و تي 1CWPE هو متوسط قوة النبض التشبع. معدل تشبع مغنطة طولية تجمع الجزيئات، والتي وصفها نموذجا فائقة Lorentzian، كما هو موضح في العمل من قبل Henkelman وزملاؤه 34،35.
      5. لتحليل البيانات زارة التجارة والصناعة، لأول مرة استخدام أفيني التحول خوارزمية 36 لتسجيل كل صورة المرجحة نشر في المقابلة غير نشر صورة مرجح. ثم، لكل بكسل، وقياس قيم S في عدم نشر صورة الموزون وفي كل اتجاه المرجحة نشرها. تشكيل مصفوفة مكونة من التوجيهات ترميز نشرها. استخدام متعدد المتغيرات، مرجحة المربعات الانحدار، التراجع البيانات إشارة على ترميز نشر مصفوفة وشكل D. Diagonalize التطوير وإجراء قوته الفرز من القيم الذاتية والمتجهات الذاتية الخاصة بهم. ثم حساب متوسط ​​الانتشارية (MD) على النحو التالي:

        "Equation5"
        حيث λ λ وλ 3 هي القيم الذاتية للالموترة نشرها. أيضا حساب تباين كسور (FA) على النحو التالي:

        Equation6
      6. تحليل البيانات FWMRI باستخدام النهج الكمي الذي يفصل بين الإشارات الماء والدهون على أساس التحول الكيميائي (مثل خوارزمية FattyRiot، وهي متاحة للتحميل مجانا من https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. تحديد المناطق ذات الاهتمام لتحليل
      1. تحديد رويس على الصور التشريحية (عن طريق تحديد حدود كل عضلة من الفائدة). يتم عرض مثال في الشكل 1.
      2. تغيير حجم رويس لتتناسب مع حجم مصفوفة من الصور qMRI. عند الضرورة، وضبط محاذاة رويس لتتناسب مع خريطة qMRI (على سبيل المثال، إذا نقل المشاركينبين الاستحواذ، قد تكون هناك حاجة إلى ترجمة الموقف عائد الاستثمار لتجنب تداخل الحدود العضلات).
      3. دراسة كل العائد على الاستثمار. إذا لزم الأمر، تأكد من أن يتم تضمين أية بكسل التي تحتوي على التحف جزئية حجم والأنسجة غير مقلص، والتحف التدفق. الرجاء انظر الشكل 1 للحصول على أمثلة.
      4. حساب المتوسط ​​والانحراف المعياري للقيم qMRI في كل بكسل داخل رويس المحدد.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    ويبين الشكل 1 تمثيلية الصور التشريحية المحوري المكتسبة في منتصف الفخذ للمريض مع التهاب العضلات. أظهرت أيضا هو موقع الإسقاط في الطائرة من حجم الرقاقة. خرائط المعلمة تمثيلية لكل طريقة qMRI، جميع الحصول عليها من هذا المريض نفسه، وتقدم من الأرقام 2-7.

    الأرقام 2A و 2B تظهر الخرائط Δ ب 0 و زاوية الإيماءة المجال، على التوالي. خريطة الحقل B 0 توضح صدفة المكانية القوية بين منطقته من أعلى تجانس الميدانية وموضع أصوات العراق عن الملئ، كما هو مبين في الشكل 1A. داخل العضلات، وتراوحت قيم Δ ب 0 من -40 إلى 52 هرتز، بمتوسط قدره 9.3 هرتز وانحراف معياري قدره 11.2 هرتز. في خريطة زاوية الإيماءة، وتراوحت القيم جيئة وذهابام 84،7-122،3٪ من زاوية الإيماءة الاسمية. بمقارنة خريطة زاوية الإيماءة مع الصور الهيكلية في الشكل 1، فإنه يمكن أن ينظر إلى أن الانحرافات من زاوية الإيماءة المثالية هي أشد في العضلات الخلفية ولا ترتبط بوضوح إلى وجود الدهون في فوكسل.

    وتعرض عينة البيانات تي 1 relaxometry في الشكل (3). تم حجب صور لاستبعاد الدهون والضوضاء المناطق تحت الجلد من الصورة. ويبين الشكل 3A عينة تي 1 البيانات والشكل 3B يظهر عينة تي البيانات FS. ومن الواضح في الشكل 3A أن تي 1 من الدهون أقل بكثير من العضلات. وبالتالي فإن القيم تي 1 لعضلة قياسها دون استخدام FS أقل من T القيم FS. أيضا، واستخدام نتائج FS فيخسارة كبيرة في إشارة من مناطق استبدال الدهون أو الدهون تحت الجلد. ونتيجة لذلك، هناك بكسل في هذه المناطق الصورة التي إما أن تكون خالية من المعلمات المجهزة، التي تمثل الإشارات المياه المتبقية بعد FS، أو التي تقدر سيئة المعلمات.

    ويبين الشكل 4A خريطة حدودي المقنعة من T والقيم FS ويبين الشكل 4B القيم T 2. ويبين الشكل 4C عينة T 2 إشارة معتمد على تسوس من بكسل واحد والأنسب من البيانات إلى نموذج monoexponential. وأشار الانحراف عن السلوك الاسترخاء monoexponential. ويبين الشكل 4D نتائج تحليل NNLS هذه البيانات إشارة نفسها، وبلغت ذروتها واسعة واحدة من المرجح يشمل كلا من مكونات الدهون والماء.

    أرقام 5، 6، 7 الحالية من البيانات QMT، وزارة التجارة والصناعة FWMRI، على التوالي. للحصول على بيانات QMT، يظهر فقط PSR. تطبيق عتبة إشارة إلى هذه FS-البيانات يقيد لتلك voxels التي تحتوي أساسا في العضلات، مما يؤدي إلى التسرب من الخريطة معلمة منحنى المناسب. ويلاحظ أيضا عدم التجانس في القيم العضلات لPSR. على الرغم من أن طريقة يقدر أيضا T الماء (2) وسعر الصرف بين برك بروتون المياه الجزيئات وحرة، لا يتم عرض هذه لأن T 2 ويقدر أفضل باستخدام تسلسل التصوير مخصصة ولأن سعر الصرف هو كل من يقدر بشكل غير موثوق وغير حساس لعلم الأمراض .

    ويبين الشكل 6A خريطة حدودي من العضو المنتدب، والشكل 6B يعرض خريطة للقيم الاتحاد الانجليزي. ورفع القيم MD في الأوعية الدموية. أيضا، يتم تخفيض القيم الاتحاد الانجليزي في المناطق المقابلة لreduPSR دائرة الهندسة المدنية. كما هو الحال مع كميات أخرى، وتقدر كل من العضو المنتدب واتحاد كرة القدم غير دقيق في أجزاء استبدال الدهون من العضلات، حيث يسبب FS إشارة تداعيات. أيضا، مرتفعة اتحاد كرة القدم خارج حجم الرقاقة. وأخيرا، خريطة جزء من الدهون، وتحسب من البيانات FWMRI، هو مبين في الشكل (7). هذه البيانات تحديد أنماط تسلل الدهون لوحظ نوعيا لوحظ في الشكل 1. خريطة جزء المياه المقابلة هي ببساطة تساوي (1 - الدهون) وليس هو مبين.

    شكل 1
    الشكل 1: صور التشريحية عينة من المريض مع إلتهاب العضلات. تم الحصول عليها كافة البيانات تظهر في أرقام 2-7 في هذا الموقف شريحة من هذه المشاركة. أ تي 1 صورة -weighted، مع توقعات في الطائرة من حجم الرقاقة مضافين مثل، مستطيل سماوي اللون شبه شفافة. T 2 صورة -weighted. مضافين على الصورة باللون الأخضر هو العائد على الاستثمار عينة للالإنسي عضلة المتسعة. من خلال العائد على الاستثمار شبه شفافة، ولوحظت مجالات إشارة عالية، المقابلة لاستبدال الدهون. يشير السهم الأصفر على وتر العضلي، وأرجواني السهم يشير إلى المنطقة من حزمة وعائية عصبية الفخذ. يجب فحص الصور للالتحف تدفق التي قد تحدث على طول البعد مرحلة الترميز وتمشيا مع الشريان. الأنسجة الضامة مثل الدهون ووتر هي توصية للاستبعاد من رويس. أيضا، في حالة وجود القطع الأثرية التدفق، وأنها ينبغي استبعادها. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    الشكل 2
    الشكل 2: Δ ب 0والإيماءة زاوية خرائط، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. أ. Δ ب 0 خريطة، مع مقياس اللون مما يدل على انحراف مجال B 0 من التردد المركزي في هرتز. B. الإيماءة خريطة زاوية، مع مقياس اللون مما يدل على نسبة مئوية من زاوية الإيماءة الاسمية. تم حجب صور لاستبعاد القيم من المناطق ضجيج الصورة. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    الشكل (3)
    الشكل 3: عينة تي 1 البيانات، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. أ خريطة القيم تي تقدر عن طريق تركيب البيانات إلى انتعاش انعكاس مع انخفاض نموذج ما قبل تأخير. مقياس اللونيشير إلى قيمة T 1 في الصورة. B. خريطة تي القيم FS، تقدر عن طريق تركيب البيانات FS إلى نفس النموذج. يشير مقياس اللون قيمة T 1 في الصورة. تم حجب صور لاستبعاد القيم من الدهون تحت الجلد، والساق المقابل، والمناطق ضجيج الصورة. لاحظ أنه يتم زيادة قيم T 1 عندما يستخدم قمع إشارة الدهون. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    الشكل (4)
    الشكل 4: نموذج تي 2 البيانات، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. أ خريطة القيم T تقدر عن طريق تركيب البيانات إلى تسوس monoexponential مع نموذج المدى الضوضاء. مقياس اللون يشير إلى قيمة T 2 مللي ثانية. B. خريطة T 2، والقيم FS والتي يقدرها تركيب البيانات لنفس النموذج. في ألف وباء، تم حجب صور لاستبعاد القيم من الدهون تحت الجلد، والساق المقابل، والمناطق ضجيج الصورة. جيم عينة T 2 إشارة تسوس من بكسل في لوحة C والخط الأكثر ملاءمة للنموذج monoexponential (ولكن لاحظ انحراف إشارة من هذا النموذج، وهو ما يشير إلى T غير monoexponential 2). اختصار ليس أشار سابقا: الاتحاد الافريقي وحدات التعسفي. D. تحليل المربعات الصغرى غير سلبي من نفس البيانات تسوس إشارة الخام يصور في C. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    = "1"> الرقم 5
    الشكل 5: مثال QMT البيانات، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. مقياس اللون يشير إلى PSR، وهي كمية لا بعدية يعكس نسبة الجزيئات إلى البروتونات المياه الحرة. استخدام FS أساليب النتائج في الانقطاع عن الدراسة إشارة كبير من تلك المناطق من العضلات التي حلت محلها الدهون. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    الشكل (6)
    الشكل 6: نموذج بيانات الإنتشار، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. لوحة ويظهر نفسه الانتشارية، مع مقياس اللون مما يدل على الانتشارية مع وحدات من 10 -3 مم 2 / ثانية. يظهر اللوحة ب تباين كسور، حركتيح هو كمية أبعاد تشير إلى انحراف نظام نشر من نشر الخواص بحتة. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    الرقم 7
    الرقم 7: نموذج البيانات FWMRI، من المريض نفسه هو مبين في الشكل 1. مقياس اللون يشير إلى جزء الدهون. خريطة جزء المياه المقابلة هي ببساطة (1 - الدهون) وليس هو مبين. الرجاء انقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

    معامل مؤقلميها تي 1 -Weighted T 2 -Weighted
    جنرال لواء نوع تسلسل 2D، متعددة شريحة، التدرج الصدى 2D، متعددة شريحة، سريع تدور الصدى 2D، متعددة شريحة، سريع تدور الصدى
    مراحل إعداد كسب الارسال، وكسب المتلقي، التردد المركزي، لصناعة السيارات في الرقائق كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق
    تلقي فائف متعلق بفم المعدة متعلق بفم المعدة متعلق بفم المعدة
    عدد من الإثارات 1 1 1
    مجموع مدة المسح الضوئي (دقيقة: ثانية) 01:23 01:40 00:54
    علم الهندسة طائرة التشريحية (ق) المحوري، الاكليلية، والسهمي محوري محوري
    عدد شرائح / طائرة 20 11 11
    شريحة سمك (مم) 10 7 7
    الفجوة بين شريحة (مم) 0 0 0
    شريحة أجل اكتساب معشق معشق معشق
    مصفوفة المكتسبة 150 × 150 340 س 335 256 × 256
    المصفوفة التي أعيد بناؤها 512 × 512 512 × 512 512 × 512
    مجال الرؤية (مم) 450 س 450 256 × 256 256 × 256
    حجم فوكسل بناؤها (مم) 0.88 س 0.88 س 10.00 0.50 X 0.50 X 7.00 0.50 X 0.50 X 7.00
    تباين الوقت التكرار (مللي ثانية) 9 530 3000
    المفوضية الأوروبية فعالحو وقت (مللي ثانية) 7 6.2 100
    تباعد الصدى (مللي ثانية) N / A 6.2 11.8
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 20 90 90
    إعادة تركيز الوجه زاوية (درجة) N / A 110 120
    RF الملئ ساكن التكيف التكيف
    إشارة شراء نوع قراءات ديكارتي منسوب إلى ديكارت ديكارتي منسوب إلى ديكارت ديكارتي منسوب إلى ديكارت
    التصوير الموازي لا SENSE (ز = 1.4) SENSE (ز = 2.0)
    عرض النطاق الترددي / بكسل (هرتز / بكسل) 1237.8 377.1 286.6

    الجدول 1: معلمات تستخدم لكالايزر التصوير وStructural التصوير. جميع متواليات استخدام لفائف الجسم التربيع لنقل مجالات التردد الراديوي. المعلمات مثل TR، TE، والمباعدة بين الصدى، وعدد من أصداء يمكن تعديلها قليلا وفقا لاحتياجات التجريبية في حين لا يزال الحفاظ تي 1 - وT 2 - الترجيح. اختصار لا تمت الإشارة سابقا: ز، وبالتوازي مع عامل تسريع التصوير. ينصح حقل كبير للعرض الصور، لأنها يمكن أن تستخدم لتوطين علم الأمراض وتحديد المواقع لتسلسل qMRI. الاستحواذ السهمي والإكليلي مفيدة بشكل خاص في هذا الصدد.

    معامل تسلسل الصور
    ب 0 -Mapping الوجه زاوية-رسم الخرائط
    جنرال لواء نوع تسلسل 3D، R متعددةF-مدلل صدى أشار التدرج 3D، سريع التدرج الصدى، ثنائي TR
    مراحل إعداد كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق
    تلقي فائف التربيع الجسم متعلق بفم المعدة
    عدد من الإثارات 1 1
    مجموع مدة المسح الضوئي (دقيقة: ثانية) 01:26 04:33
    علم الهندسة طائرة التشريحية (ق) محوري محوري
    عدد شرائح 11 55
    شريحة سمك (مم) 7 7
    الفجوة بين شريحة (مم) 0 0
    مصفوفة المكتسبة 64 × 64 × 6 64 × 64 × 27
    المصفوفة التي أعيد بناؤها 128 × 128 × 11 128 × 128 × 55
    مجال الرؤية (مم) 256 × 256 × 77 256 × 256 × 385
    حجم فوكسل بناؤها (مم) 2.00 X 2.00 X 7.00 2.00 X 2.00 X 7.00
    تباين الوقت التكرار (مللي ثانية) 150 30.0، 130.0
    الوقت الصدى (مللي ثانية) {4،6، 6،9} 2.2
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 25 60
    RF الملئ التكيف التكيف
    إشارة شراء نوع قراءات ديكارتي منسوب إلى ديكارت ديكارتي منسوب إلى ديكارت
    عرض النطاق الترددي / بكسل (هرتز / بكسل) 302.5 499.4

    الجدول 2: معلمات شالحزب الاشتراكي الموحد لΔ ب 0 والإيماءة زاوية رسم الخرائط. كلا متواليات تستخدم لفائف التربيع الجسم لنقل مجال الترددات اللاسلكية. يستخدم أيا تسلسل التصوير المتوازي.

    معامل تسلسل الصور
    تي 1 -Mapping T 2 -Mapping
    جنرال لواء نوع تسلسل 3D، عكس استرداد مع مدلل التدرج، قراءات صدى-ذكر التدرج 2D، شريحة واحدة، متعددة تدور الصدى
    مراحل إعداد كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق
    عدد من الإثارات 1 2 مجموع مدة المسح الضوئي (دقيقة: ثانية) 01:44 00:04
    علم الهندسة طائرة التشريحية (ق) محوري محوري
    عدد شرائح 11 1
    شريحة سمك (مم) 7 7
    الفجوة بين شريحة (مم) 0 0
    مصفوفة المكتسبة 128 × 128 × 6 128 × 128
    المصفوفة التي أعيد بناؤها 128 × 128 × 11 128 × 128
    مجال الرؤية (مم) 256 × 256 × 77 256 × 256
    حجم فوكسل بناؤها (مم) 2.00 X 2.00 X 7.00 2.00 X 2.00 X 7.00
    تباين الوقت التكرار (مللي ثانية) متنوع 4000
    نبض قلب 180 درجة، 1 مللي ثانية، الشكل: كتلة N / A
    أوقات الانتعاش قلب (مللي ثانية) 50، 100، 200، 500، 1000، 2000، 6000 N / A
    الوقت قبل إبطاء (مللي ثانية) 1500 N / A
    إشارة الدهون قمع (عند استخدامها) 1331 ذات الحدين الإثارة انتقائية في الماء SPAIR (الطاقة: 2 μT، تأخير انعكاس 202 مللي ثانية، تردد تعويض 250 هرتز)؛
    سينك-غاوس قبل نبض (90 درجة مئوية، مدة 18 مللي، تردد الأوفست: 100 هرتز)
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 10 90
    نبض إعادة تركيز N / A نسخة-S
    الوقت الصدى (مللي ثانية) N / A {14، 28، 42 ... 280}
    عدد من أصداء / تباعد الصدى (مللي ثانية) N / A N / A
    RF الملئ التكيف ادابTIVE
    إشارة شراء نوع قراءات ديكارتي منسوب إلى ديكارت ديكارتي منسوب إلى ديكارت
    التصوير الموازي SENSE (ز = 1.5) SENSE (ز = 1.5)
    عرض النطاق الترددي / بكسل (هرتز / بكسل) 383 335.1

    الجدول 3: معلمات تستخدم لتي 1 و تي 2 رسم الخرائط. يتم الحصول على تي 1 و تي البيانات 2 مع وبدون FS. كلا متواليات استخدام لفائف الجسم التربيع لنقل مجالات التردد الراديوي وستة عناصر لفائف القلب لاستقبال إشارة. الساعة تكرار يختلف عن تسلسل -mapping تي 1 لأنه يستخدم زمنية محددة مسبقا تأخير مع انعكاس متغير تيمه.

    معامل تسلسل الصور
    QMT زارة التجارة والصناعة
    جنرال لواء نوع تسلسل 3D، MT المرجحة صدى أشار التدرج 2D، متعددة شريحة، احد بالرصاص تدور الصدى برنامج التحصين الموسع
    مراحل إعداد كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق
    عدد من الإثارات 2 6
    مجموع مدة المسح الضوئي (دقيقة: ثانية) 10:41 06:28
    علم الهندسة طائرة التشريحية (ق) محوري محوري
    عدد شرائح 11 11
    شريحة سمك (مم) 7 7
    الفجوة بين شريحة (مم) 0 0
    مصفوفة المكتسبة 128 × 128 × 6 64 × 64
    المصفوفة التي أعيد بناؤها 128 × 128 X1 128 × 128
    مجال الرؤية (مم) 256 × 256 × 77 256 × 256
    حجم فوكسل بناؤها (مم) 2.00 X 2.00 X 7.00 2.00 X 2.00 X 7.00
    تباين الوقت التكرار (مللي ثانية) 50 4000
    نبض MT زوايا الوجه الاسمية: 360 ° و 820 °؛
    عرض النبض: 20ms.
    إزاحة تردد: 1، 2، 5، 10، 20، 50، 100 كيلو هرتز
    N / A
    نشر الترجيح (ب) (ق • مم -2) N / A ب = 450؛
    15 الاتجاهات + واحد ب= 0 الصورة
    إشارة الدهون قمع (عند استخدامها) 1331 ذات الحدين الإثارة انتقائية في الماء انعكاس التدرج.
    سينك-غاوس قبل نبض (90 درجة مئوية، مدة 18 مللي، تردد الأوفست: 100 هرتز)
    الوقت الصدى (مللي ثانية) 3.9 48
    عدد من أصداء / تباعد الصدى (مللي ثانية) N / A N / A
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 6 90
    RF الملئ التكيف التكيف
    إشارة شراء نوع قراءات ديكارتي منسوب إلى ديكارت ديكارتي منسوب إلى ديكارت
    التصوير الموازي SENSE (ز = 1.5) SENSE (ز = 1.5)
    عرض النطاق الترددي / بكسل (هرتز / بكسل) 383 42.1

    تقادرة 4: معلمات تستخدم لQMT وزارة التجارة والصناعة. كلا متواليات تستخدم لفائف التربيع الجسم لنقل مجال الترددات اللاسلكية وستة عناصر لفائف القلب لاستقبال إشارة. اختصار ليس أشار سابقا: برنامج التحصين الموسع، والتصوير بالصدى مستو.

    الاستحواذ الإشارة
    معامل تسلسل الصور
    FW-MRI
    جنرال لواء نوع تسلسل صدى 3D ذكر التدرج
    مراحل إعداد كسب المتلقي، التردد المركزي، أصوات العراق الرقائق
    RF فائف نقل Quandrature الجسم
    تلقي فائف متعلق بفم المعدة
    عدد من الإثارات 1
    مجموع مدة المسح الضوئي (دقيقة: ثانية) 00:18
    طائرة التشريحية (ق) محوري
    عدد شرائح 11
    شريحة سمك (مم) 7.0 ملم
    الفجوة بين شريحة (مم) 0 مم
    مصفوفة المكتسبة 128 × 128 × 4
    المصفوفة التي أعيد بناؤها 128 × 128 × 7
    مجال الرؤية (مم) 256 × 256 × 77
    حجم فوكسل بناؤها (مم) 2.00 X 2.00 X 7.00
    تباين الوقت التكرار (مللي ثانية) 75
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 22
    مرات صدى (مللي ثانية) {1.34، 2.87، 4.40، 5.93 ... 8.99}
    الإثارة الوجه زاوية (درجة) 6
    RF الملئ التكيف
    نوع قراءات ديكارتي منسوب إلى ديكارت
    التصوير الموازي SENSE (ز = 1.3)
    عرض النطاق الترددي / بكسل (هرتز / بكسل) 1395.1

    الجدول 5: معلمات تستخدم لFW-التصوير بالرنين المغناطيسي.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    أمراض العضلات مثل ضمور العضلات واعتلال العضلات التهاب مجهول السبب تشكل من مجموعة من الأمراض التي هي غير متجانسة في المسببات و، ككيانات فردية، نادرة في معدل الإصابة بها. على سبيل المثال، ضمور العضلات - الشكل الأكثر شيوعا من ضمور العضلات - قد تبلغ معدل 1 في 3500 ولادة حية الذكور 37،38. التهاب الجلد والعضلات، والتي تم تطبيق هذا البروتوكول، لديه حالات من 1 في 100000 39. الإصابة الجماعي أعلى من هذه الأمراض، ومع ذلك، وفي كثير من الأحيان تداخل الإشارات المرضية - ضمور، التهاب، تسلل الدهون، وتلف الغشاء، وتليف - دعم تطوير وتطبيق مجموعة مشتركة من الطرق لوصف كمي هذه الأمراض.

    QMRI غير قادرة على تميز العديد من هذه التغيرات المرضية في جسم المريض غير جراحية. كما هو الحال مع أي طريقة علمية، يجب أن تنفذ دراسات qMRI في سيارةالطريقة eful. والمسألة الأساسية هي السلامة. أيضا، كل طريقة qMRI الموصوفة هنا ربطت مصادر الخطأ. وذلك لأسباب واضحة، فمن المهم أن نفهم وندرك هذه الأخطاء. وأخيرا، فإن العديد من القياسات لها تفسير معقد. وتناقش هذه القضايا هنا. في تقديم مناقشة، نلاحظ أن بروتوكول المعروضة هنا يصف ما نشعر به هو أفضل المنهج التجريبي لأغراضنا. ونحن ندرك أن البعض الآخر قد يكون اختلاف وجهات النظر والمعرفة إضافية، أو قد تختار أن تزن النتائج المحتملة لتحسين البروتوكول بشكل مختلف مما لدينا. أيضا، نظام التصوير بالرنين المغناطيسي القارئ قد لا يكون كل من الخيارات المذكورة في البروتوكول متاحا. أو قد يكون القارئ خيارات إضافية التي لا تتوفر على نظامنا. وقد لاحظنا التي جوانب بروتوكول لدينا تم برمجتها خصيصا على نظامنا. ينصح القارئ للنظر في كل من الأدب تماما، دراسة جميع الخيارات ذات الصلة بشأن له / لها نظام، واتخاذ القرارات التي تؤدي إلى أفضل بروتوكول الممكن لل/ أهدافه لها التجريبية.

    قضايا السلامة التصوير بالرنين المغناطيسي
    التصوير بالرنين المغناطيسي يستخدم عدة أنواع من الحقول المغناطيسية. قوة الحقل B 0 من النظام المستخدم في الدراسات الواردة هنا هي 3.0 تسلا، أو ما يقرب من 15،000 مرة حقل الأرض من ~ 0.2 طن متري. وتستخدم نابض RF المجالات المغناطيسية 1) لإدخال الطاقة في نظام الدوران وخلق ظاهرة الرنين. يتم تشغيل الحقول المغناطيسية التدرج على نحو متقطع خلال تسلسل التصوير وتستخدم لعدة أغراض. يتم استخدامها لإنشاء علاقة خطية بين تردد الرنين المغناطيسي النووي وموقف المكاني لغرض الترميز المكاني وتستخدم أيضا للقضاء على مصادر غير المرغوب فيها من إشارات.

    كل من هذه الأنواع من المجالات المغناطيسية لديها مخاوف السلامة المرتبطة به. وهناك قلق كبير السلامة المرتبطة مجال B 0 هو لcceleration من الأجسام المغناطيسية نحو المغناطيس. مجال B 0 هو الحاضر دائما. لأن قوة المجال المغناطيسي يختلف بوصفها وظيفة من 1 / د حيث d هي المسافة من المصدر من الميدان، ب 0 زيادات الحقل أسرع وقت واحد يقترب من نظام التصوير بالرنين المغناطيسي. يمكن تسريع الأجسام المغناطيسية نحو نظام التصوير بالرنين المغناطيسي مع تحذير ضئيلة أو معدومة، ويمكن أن تسبب إصابة شديدة أو الموت. لذلك، لا بد من إزالتها وتأمينها خارج الغرفة التصوير بالرنين المغناطيسي. المخاطر الأخرى المرتبطة مجال B 0 هي موضع عزم الدوران غير طبيعية على الأجسام المغناطيسية مزروع والمحو أو غيرها من الأضرار للأجهزة الحساسة مغناطيسيا. ب 1 حقول يمكن للحرارة الأنسجة، ويمكن تعزيز هذا التأثير في المناطق المحيطة أجسام معدنية مزروع. الحقول التدرج يمكن أن تحدث التيارات الكهربائية في أجسام موصلة (مثل الأعصاب والأجهزة الطبية المزروعة). التحول من الانحداركما يولد مجالات محتملة بصوت عال وغير سارة الضجيج. وقد وضعت الهيئات التنظيمية الحكومة قيودا صارمة على مستويات وفترات التعرض لهذه الأنواع المختلفة من الحقول المغناطيسية، ونظم التصوير الإنسان لديها ضوابط البرنامج الجوهرية التي تضمن الامتثال لهذه المبادئ التوجيهية.

    يجب أن يعرف القارئ أن هذا العرض هو سريع إلى حد ما. ويقع على عاتق جميع الأفراد المرتبطين بها مع اختبار التصوير بالرنين المغناطيسي لتكون على علم تام بجميع القضايا ذات الصلة بالسلامة وكيفية منع وقوع الحوادث. أيضا، كل الأفراد المرتبطين بها مع اختبار التصوير بالرنين المغناطيسي يجب فحص لليحتمل أن تكون خطرة المعادن زرع أو الأجهزة الطبية.

    القيود نمط الحياة ما قبل الاختبار
    ممارسة أكبر قدر من السيطرة التجريبية على سلوكيات نمط الحياة ما قبل الاختبار ممكن هو عنصر هام من هذا البروتوكول. يتم توفير حالة من القياسات T 2 كمثال لماذا هذا التحكموهناك حاجة. يعتبر T 2 الرائدة العلامات البيولوجية التصوير بالرنين المغناطيسي من الأمراض العصبية والعضلية 40. ومع ذلك، فإن بروتون المياه العضلات تي 2 يمكن أن تكون مرتفعة لعدة أسباب. في دراسات qMRI للأمراض العصبية والعضلية، وT 2 قياسها في وجود FS يفترض عموما أن يعكس حالة من الالتهاب المزمن المتعلقة شدة المرض، في حين أن غير FS T 2 ويمكن أيضا أن تعكس تسلل الدهون. ومع ذلك، يمكن أن تي 2 أيضا الخضوع لارتفاعات متوسطة الأجل بسبب ممارسة غريب الأطوار 41، والتي قد تؤثر على المرضى والأصحاء بشكل مختلف 42. لهذا السبب، يوصي الكتاب تقييد ممارسة التمارين الرياضية المعتدلة أو الثقيلة لمدة 48 ساعة قبل الاختبار. T 2 يمكن أن تخضع أيضا ارتفاعات أقصر عمرا نتيجة لنوبات حادة من ممارسة 43،44. للمريض مع فقدان العضلات شديدة، يمكن المشي يشكل ممارسة التمرينات الرياضية كافية لرفع T

    الحصول على البيانات والتحليل: قضايا عامة
    نقطة مهمة هي أن الاختبار التجريبي الدقيق، الأول في الأشخاص الأصحاء وبعد ذلك في الأشخاص الذين يعانون من هذا المرض من الاهتمام، أمر ضروري. العديد من الخيارات التجريبية هي محددة للغاية لنظام التصوير بالرنين المغناطيسي (بما في ذلك سبيل المثال لا الحصر إلى B 0 قوة المجال، الملئ الاستراتيجيات والخيارات لفائف الترددات اللاسلكية، وأقصى قدر من القوة التدرج المجال المغناطيسي، وتوافر خيارات متقدمة مثل RF شكل نبضة). ووصف أهداف الاختبار التجريبي تسلسل محدد أدناه. غيرها من القضايا التي تؤثر على نوعية البيانات البيولوجية في الطبيعة، مثل نوع المرض وأنواع المتوقعة لعلم الأمراض، والعمري للسكان المريض، وحتى جزء من الجسم المراد تصويره. وينبغي النظر في كل هذه العوامل أثناء الطيار رesting.

    خلال الحصول على البيانات نفسها، وهي مشكلة واجهت في كثير من الأحيان هي الحركة. الجزء التصوير من بروتوكول المعروضة هنا يمكن أن تتطلب قدر من ساعة واحدة. بعض متواليات (مثل التصوير بالصدى مستو) هي حساسة للحركة السائبة. ولكن تسلسل أخرى طويلة، تتطلب محاذاة صورة دقيقة لتقدير المعلمة دقيقة، و / أو لديهم إشارات التي هي في جوهرها الحركة الحساسة. كما لوحظ في البروتوكول، اتخاذ خطوات لإرشاد المشاركين وتشجيع له / راحة لها هو وسيلة هامة لمنع تحركات طوعية وغير الطوعي. استراتيجية أخرى هي للحد من الحركة مع الحشو وبلطف، ولكن على نحو فعال، وضعت الأشرطة التي تعلق على سرير المريض. تتوفر لمرحلة ما بعد المعالجة تقنيات تسجيل الصورة؛ لأن العضلات بسهولة أجهزة تشوه، وغالبا ما يطلب من تقنيات التسجيل غير جامدة. ودائما تكون هناك حاجة التسجيل غير جامدة لأساليب نشر التصوير على أساس التصوير بالصدى مستو.وعلى الرغم من فائدة العامة للتقنيات تسجيل الصورة، فإن أي طريقة لمنع الحركة أو الحد من التحف تكون متفوقة على الحلول التي تتطلب واسعة مرحلة ما بعد المعالجة. يجب تحديد أفضل استراتيجية المتاحة للحد من الحركة في عدد السكان موضع اهتمام يكون هدفا للاختبار التجريبي.

    استنساخ الجيد يتطلب اتساق وضع شريحة. في الخطوات البروتوكول، ونحن تصف الرجوع إلى موقف شريحة من المعالم التشريحية استنساخه. استراتيجية فعالة لهذا في الفخذ هو الحصول على الصور الاكليلية من الفخذ بأكمله، مما يسمح التصور من عظم الفخذ بأكمله. أدوات تحليل الصور على نظام التصوير بالرنين المغناطيسي وعادة ما تشمل وظيفة حاكم الرقمية. وهذا يمكن أن تستخدم لقياس نقطة محددة (مثل نقطة الوسط) من رأس عظم الفخذ واللقم الفخذ، ووضع موقف وسط كومة شريحة هناك. ويتضح هذا الإجراء في شريط الفيديو.

    غير متجانسة <م> B 0 وباء 1 الحقول المشاكل التي لا يمكن تجنبها في التصوير بالرنين المغناطيسي، ولكن وجود استراتيجيات للحد من مستويات التجانس. استراتيجية الأساسية هي لتحديد موقع جزء من الجسم المراد تصويره في أو بالقرب من مركز المغناطيس ل. بروتوكول المعروضة هنا يشمل B 0 الملئ الروتينية التي، في أصحاب الخبرة، هي الأكثر فعالية لهذه الظروف التجريبية. لأن المشاركين قد تتحرك خلال البروتوكول، ويتكرر ب 0 الملئ كجزء من خطوات المعايرة لكل تسلسل. أيضا، فإن العديد من عمليات الاستحواذ استخدام تقنيات التصوير موازية لتسريع اكتساب إشارة وبالتالي خفض Δ ب 0 الخلافات معتمد على تطور في المرحلة التي تسبب تشوهات الصورة. لأن لفائف RF الإرسال المستخدمة في هذه الدراسات تحتوي على عنصرين لفائف، B 1 طرق الملئ يمكن استخدامها ويتم وصفها في البروتوكول. وبالإضافة إلى ذلك، يتضمن البروتوكول و# 916؛ ب 0 و زاوية الإيماءة تسلسل رسم الخرائط الميدانية لمراقبة الجودة في الوقت الحقيقي. بروتوكول المذكورة أعلاه يشمل التحمل في Δ ب 0 و زاوية الإيماءة أن تكون مقبولة للظروف تجريبية، RF الأشكال النبض، وخطط التدرج إفساد هو موضح هنا. تم تحديد هذه في الاختبار التجريبي وإعادة التأكيد على قيمة تطوير بروتوكول متأنية.

    في الواقع، قد يكون هناك عدد محدود من الاستراتيجيات المتاحة في الوقت الحقيقي لتؤثر التجانسات ب 0 و B 1 المجالات، مع الحفاظ على الاتساق المنهجي ما هو ضروري لتصميم تجريبي جيد. لذا ننصح المستخدمين للتحقيق في جميع الخيارات المتاحة لهم مع الاختبار التجريبي شامل، لتصل في نهاية المطاف في استراتيجيات فعالة وقابلة للتطبيق بشكل عام للسكان موضع اهتمام. وتشمل B 0 خيارات الملئ طريقة تكرارية أن مinimize معلمة مثل خط العرض ذروة الماء في ذروة ارتفاع والأساليب التي تقوم بحساب إعدادات قناة الرقائق المثلى باستخدام خريطة Δ ب 0 نصف الحد الأقصى. لا يمكن أن تعتمد الأساليب السابقة على اكتساب غير مترجمة أو، كما في بروتوكول الموصوفة هنا، والحصول على إشارة من وحدة محلية. وتشمل الأهداف للاختبار تجريبي لب 0 خيارات الملئ أفضل استراتيجية العامة (مقابل تكرارية صورة على أساس) وكذلك تفاصيل عن الطريقة المثلى لتعريف المنطقة التي تهم الملئ. قد يرغب القارئ في النظر في عوامل مثل حجم واتجاه من حجم الفائدة، وكميات النسبية من العضلات والدهون لتشمل في حجم الملئ، وكيف ما وراء كومة شريحة لشيم. ومن الجدير بالذكر أن تدرس إسقاط داخل شريحة من حجم الرقاقة في كل شريحة إلى أن تصوير.

    في حالة من الحقل ب نوع من لفائف الترددات اللاسلكية تستخدم لنقلوالاستقبال وأنواع البقول RF المستخدمة هي محددات هامة من التجانس المجال. تتضمن البروتوكولات المذكورة في الجداول المعلمات نبض RF بأننا وجدنا الأمثل لظروف تجريبية لدينا. وفيما يتعلق اختيار الملف، وبروتوكول وصفها هنا يجمع بين نقل مجلد مستقل واستقبال فقط ملفات الصوت. لفائف نقل هي لفائف التربيع الجسم الذي هو في صلب النظام، ويخلق متجانسة نسبيا الحقل B 1 عبر المنطقة التشريحية كبيرة. اعتمادا على المنطقة التشريحية للدراسة، قد تكون هناك مجموعة متنوعة من خيارات الحصول على لفائف. في حالتنا، وأظهر الاختبار التجريبي على ستة عناصر، على مراحل مجموعة لفائف القلب ليكون أفضل حل متاح. وتشمل الخيارات الأخرى المتاحة لفائف السطحية ونقل مجموعة / استقبال ملفات الصوت. تقتصر ملفات السطح في عمق تغلغل مجال B ونحن لا ننصح عموما استخدامها لتطبيقات التصوير. Combinatأيون نقل / استقبال ملفات الصوت قد تقدم أفضل نسبة الإشارة إلى الضوضاء (SNR) أداء وباء 1 التجانس من لفائف التربيع للجسم مدمج، ولكنها ليست متاحة لجميع المناطق التشريحية. تعليق أخير هو أنه عندما تكون لفائف على مراحل صفيف المتاحة، فإنها تسمح باستخدام تقنيات التصوير الموازية التي تسريع اكتساب وتقليل التشوهات المكانية في تقنيات مثل التصوير بالصدى مستو. هذه المكاسب تأتي من ركلة جزاء SNR، ومع ذلك، ولذا يجب أن توجه الاختبار التجريبي نحو إيجاد الحل الذي يوفر أفضل نوعية الصورة الشاملة.

    ولكن لأن هذه الاستراتيجيات لا تعوض تماما لغير متجانس ب 0 و B 1 الحقول، واستخدام آخر من Δ ب 0 والإيماءة خرائط ميدانية زاوية في مرحلة ما بعد المعالجة. هذه الخرائط يمكن أن تستخدم لتحسين حساب بعض المعلمات الكمية أو لتصحيح تشوهات الصورة. ولكن بعض Δ ب 0 </ م> - وباء 1 المشاكل ذات الصلة ب قد لا يكون كاملا أو حتى تصحيحه جزئيا في مرحلة ما بعد المعالجة. وتشمل بعض الأمثلة فعالية أساليب FS تقليصها، إجمالية تشوهات الصورة في تقنيات مثل التصوير بالصدى مستو، إشارة منخفضة، وضعف كفاءة إعادة تركيز في القياسات T 2 أو طرق تطوير النظم الزراعية، وضعف كفاءة انعكاس في تي 1 القياسات. مرة أخرى، صارم الاختبار التجريبي في الوقت الحقيقي والخطوات مراقبة الجودة ضرورية.

    العديد من تسلسل استخدام قمع الدهون إشارة أو الإثارة انتقائية المياه كآلية لتجنب تلوث إشارة العضلات عن طريق الدهون و / أو للحد من وجود القطع الأثرية التي تسببها ترددات الرنين مختلفة من البروتونات الماء والدهون. عند استخدام FS، ويعمل مزيج من ما يصل الى ثلاث طرق. يتم تخفيض الإشارات دهنية أو القضاء عليها باستخدام انتعاش قلب ثابت الحرارة (SPAIR) نبض انتقائية طيفيا، التي المقلوب بشكل انتقائي هذه الإشارات.ومع تعافي إشارة من قيمة إشارة من -M 0 نحو + M هناك الوقت الذي إشارة صافي يساوي الصفر. يتم الحصول على البيانات التصوير في هذه المرحلة إشارة nulling. وتجدر الإشارة إلى أن هذه النقطة الزمنية تعتمد على معايير مثل الوقت التكرار وعدد من شرائح، وهكذا يجب أن يكون الأمثل بشكل منفصل لكل تباعا خلال عملية الاختبار التجريبي. أيضا، يجب أن يكون عرض النطاق الترددي للنبض SPAIR فقط واسعة بما يكفي للقضاء على إشارات الدهون، بحيث يتم الحفاظ على الحد من اتساع إشارة الماء إلى أدنى حد ممكن. واتخاذ الخطوات اللازمة لتحقيق أقصى قدر ب 0 التوحيد يكون من المفيد في هذا الصدد. العديد من متواليات أيضا استخدام نبض التشبع على olefinic بروتون الرنين 45؛ يتم تطبيق هذا النبض مباشرة قبل تسلسل التصوير. حيثما كان ذلك ممكنا، يتم استخدام تقنية التدرج العكس. في هذه الطريقة، يتم عكس علامة التدرج اختيار شريحة بين النبضات اختيار شريحة وإعادة تركيز. هذا الكمنولثإس إي إس إشارات بعيدة الرنين من المياه لا يتم تركيز. ميزة إضافية لهذا النهج هو أنه على عكس الطرق المعتمدة على الترددات اللاسلكية، عكس التدرج لا يسمح إشارات الدهون لاستعادة عن طريق الاسترخاء الطولي خلال القطار نبض الترددات اللاسلكية. استراتيجيات إضافية، مثل الأساليب القائمة ديكسون-46، وتتوفر أيضا.

    وهناك قضية مشتركة في مجال تحليل البيانات هي ما إذا كان استخدام يعني التحليلات إشارة العائد على الاستثمار (التي يتم فيها متوسط ​​الإشارات في العائد على الاستثمار ومن ثم تركيبها على نموذج) أو التحليلات بكسل القائم (التي يحدث فيها تركيب نموذج على بكسل حسب بكسل ثم تحسب الأساس، والإحصاءات للمعلمات المجهزة). الاستفادة من الأسلوب السابق هو أن إشارة المتوسط ​​تحسن SNR فعال. إذا كان SNR جوهري منخفض، ثم هذه الاستراتيجية قد يساعد على تجنب الآثار يتحامل معلمة من الطابق الضوضاء. وميزة هذا النهج الأخير هو أن التنوع المكاني هو سمة من سمات المرضية شيوعا من الاضطرابات العصبية والعضلية. بواسطة t المناسبإنه يقدر على أساس بكسل حسب بكسل، هذا التباين يمكن أن تكون موضع تقدير وتستخدم لوصف جوانب إضافية من النمط الظاهري المرض. إذا سمح SNR هذا النوع من التحليل إلى أن يؤديها على الوجه الصحيح، يوصي الكتاب هذا النهج. العمل الأخير الذي WILLCOCKS وزملاؤه يوضح قيمة هذا النهج في مراقبة تطور المرض 47.

    الحصول على البيانات والتحليل: التصوير-تسلسل محدد قضايا
    يستخدم بروتوكول طرق استرداد انعكاس لقياس القوي للتي 1. وجود قيود العملي لتطبيقات عديدة من تسلسل الانتعاش قلب هو عملية طويلة ومجموع وقت الفحص. تسلسل المستخدمة في هذا البروتوكول يستخدم ثلاثية الأبعاد، سريعة، منخفضة زاوية اطلاق النار (عاجل جدا) قراءات، وهو مبلغ متواضع من تسارع التصوير مواز، وتخفيض قبل تسلسل تأخير لتقليل إجمالي وقت المسح إلى أقل من دقيقتين. يتم أخذ عينات سبع مرات انعكاس، متباعدة في تقريبيةمتوالية هندسية لاي من 50 إلى 6000 مللي ثانية. هذه عينات استراتيجية إشارة منحنى انعكاس لاسترداد معظم الأحيان خلال تلك الأجزاء من الانتعاش إشارة عندما مشتق الوقت من الإشارة أعلى. ويتكرر هذا التسلسل مع وبدون FS بسبب التهاب والدهون تسلل لها آثار الخلط على تي بروتون العام 1: التهاب يزيد من T الماء في حين أن الدهون لديه أقل تي 1 من الماء. وبالتالي قياس كل من تي 1 و تي FS يساعد في تفسير البيانات لأنه يسمح احد للحل بين هذه التأثيرات المتعارضة من تسلل الدهون والتهاب في تي 1. ويتم إنجاز تقدير المعلمة باستخدام غير الخطية، أقل طرق الانحدار مربع في مجموعة من البرامج الحوسبة العلمية.

    وتجرى القياسات T 2 تحت FS والظروف غير FS-كذلك، لد لسبب مماثل: التهاب والدهون كل يمكن أن تزيد من T 2. بالإضافة إلى التهاب، من شأنه أيضا أن من المتوقع أن تؤثر على تي الماء 2 قيم عمليات مرضية مثل تدفق القرص Z والخسائر إلى غشاء النزاهة. على الرغم من أن قياس كل من تي 2 و تي FS لا يمكن التمييز بين كل من هذه المصادر من الأمراض، فإن هذه الممارسة يفعل تحمل زيادة إمكانية تفسير للبيانات عن طريق حل بين أمراض الأنسجة محددة العامة والعضلات. استراتيجية بديلة لقياس 2 قيمة الماء فقط T هو استخدام 1 H MR التحليل الطيفي للمياه منفصل من الدهون على محور التحول الكيميائي للطيف. على الرغم من أن هذا النهج القرار المكانية أقل بكثير من التصوير، ويمكن أن تخضع لتقدير المستخدم والذاتية فيما وضع الصوت أثناء الحصول على البيانات، فانه يوفر طريقة لا لبس فيها لفصل المياه وإشارات الدهون.

    بروتوكول لقياس T 2 المقدمة هنا يستخدم عدة طرق لتخفيف بعض المصادر المشتركة للخطأ في تي 2 القياسات، وهي ب 1 التجانس وحفز تشكيل صدى من البقول إعادة تركيز كاملة. تتشكل أصداء يحفزه أي مزيج من ثلاث سنوات 180 درجة غير البقول. وبالنظر إلى أن بعض مستوى ب 1 التجانس موجود دائما، وأنه يتم استخدام القطارات متعددة صدى لأخذ عينات من T 2 معتمد على تسوس إشارة، وحفز أصداء هي مصدر كبير محتمل للخطأ في القياسات T 2. الاستراتيجيات المستخدمة هنا للقضاء على حفز تشكيل صدى تشمل استخدام اقتناء شريحة واحدة، تسلسل الأمثل من التدرجات المفسد قبل وبعد النبضات إعادة تركيز 48، صدى الخطي تباعد 49، واستخدام ب 1 -insensitive "النسخة-S "كومبوالموقع إعادة تركيز النبض 50، مما يقلل إلى حد كبير من القطع الأثرية التي تسببها إعادة تركيز الكمال وحين لا يزال توفير عرض النطاق الترددي كافية لإعادة تركيز كل الإشارات الماء والدهون. في الاختبار التجريبي، لاحظنا أن مخطط إفساد الأمثل ونبض النسخة-S إلى خفض كبير في ظهور أصداء حفز. ونلاحظ أن كلا من هذه الكائنات قد تم برمجتها خصيصا على نظامنا. نبض النسخة-S لا زيادة معدل الامتصاص النوعي (SAR) للطاقة الترددات اللاسلكية. وبالتالي هناك حاجة لTR طويلة وتباعد أكبر بين صدى لتبقى ضمن حدود السلامة للريال. ومع ذلك، خبرة المؤلفين هي أن درب جيدا، والمرضى بالراحة يمكن أن تبقى لا يزال فيه الكفاية خلال دقيقة ~ 12. مجموع وقت الفحص. أيضا، قيمة التباعد بين صدى من 14 مللي ثانية كافية للكشف عن الاسترخاء متعددة الأسي، عندما كان موجودا. نهج بديل، لا يعملون هنا، هو أن تشمل إعادة تركيز كفاءة النبض وحفز أصداء في FITTجي 38،28، التي ستكون بمثابة خارطة B 1 والسماح الاستحواذ متعددة شريحة 39. يشار إلى القارئ أيضا إلى عدة ورقات الأخيرة واصفا تنفيذ وتفسير T 2 القياسات في مرض في العضلات، والتي توفر بعض شابه ذلك، وبعض التوصيات المختلفة بشأن هذه الأساليب 40،51.

    بروتوكول المعروضة هنا يستخدم أسلوب التشبع نابض للتصوير QMT. على الرغم من أن هناك خمسة معايير المجهزة التي تم إنشاؤها، وذكر فقط PSR. وذلك لأن المعلمات الأربعة الأخرى هي إما قدرت أفضل باستخدام طرق أخرى (مثل تي 2 من تجمع المياه مجانا) أو تفتقر إلى الحساسية المرضية (مثل سعر الصرف بين برك 52،53). بالمقارنة مع الطرق الأخرى QMT، والتغطية 3D يمكن أن يتحقق في غضون فترة زمنية عمليا سريريا للأسلوب نبض التشبع. ميزة أخرى لهذا النهج QMT هي كوم لpatibility مع الأساليب نبض ذات الحدين المكانية والطيفية لإثارة انتقائية في الماء، والتي وجدت لقمع إشارات الدهون> 95٪ خلال الصورة. وقد تم تخصيص كل من نبض الإثارة انتقائية المياه والبقول التشبع خارج الرنين على نظامنا. المحاكاة العددية السابقة قد أشارت إلى أن 54 عنصرا من الدهون إضافي للإشارة قد تقديرات المعلمة التحيز QMT. وبالتالي ينصح FS دائما للتصوير QMT في العضلات والهيكل العظمي. كما نوقش أعلاه، ويمكن المفرطة ب 1 التجانس والحركة الفنية تقديرات المعلمة التحيز QMT كذلك.

    ويتم تنفيذ البروتوكول DT-MRI مع الانتباه إلى التشوهات المكانية في التصوير بالصدى مستو، SNR، وب -value. هنا، يتم تخفيض التشوهات المكانية باستخدام التصوير الموازي، وتصحيحه في مرحلة ما بعد المعالجة باستخدام تسجيل أفيني. كما لوحظ في الأعمال السابقة، وSNR وب -value لها تأثيرات تفاعلية على estimatioن من D 55-57، مع القيم SNR المنخفضة مما أدى إلى تقدير خاطئ ولا سيما من λ λ ت واتحاد كرة القدم 55،57-59. في العضلات، ومتطلبات SNR لتقدير موتر دقيقة هي الأدنى في حدود ب = 435-725 ق / مم 2 55-57،60. على الرغم من مؤلفين آخرين 61،62 وأفادت نتائج ايجابية من استخدام تقليل الضوضاء النهج لعضلة DT-التصوير بالرنين المغناطيسي، ورويس كبيرة تحليلها في هذا البروتوكول لديها ما يكفي من المتوسط إشارة حتى لا تتطلب هذه الخطوات الإضافية. يشار إلى القارئ إلى عدة مراجعات في موضوع التنفيذ الأمثل لطرق DT-MRI 56،63.

    وأخيرا، لاحظت بعض المحاذير والمصادر المحتملة للخطأ تتعلق الكمي FWMRI. أولا، الخوارزمية المناسب FattyRiot اعتمدت هنا تفترض طائفة الدهون محددة مع تسع قمم في مواقع ثابتة وسعة النسبية 64. وspectru الدهون يفترضم ليس وجود تطابق كامل لصحيح في الطيف الجسم الحي، والتي سوف تختلف الموضوع إلى الموضوع؛ ومع ذلك، حل لطيف الدهون التعسفي ليس من العملي مع عدد قليل من أصداء. ثانيا، خوارزمية يناسب ل R 2 عامل * تسوس واحد مشترك من قبل كل من إشارات الماء والدهون. ومن المعروف أن تتجاهل تماما R 2 * يفند القياسات جزء إشارة الدهون الكمية، والتي المناسب لR واحد 2 * تسوس كافية 65. ومع ذلك، بالضبط R 2 * من قمم المياه والأفراد الدهون يختلف. الثالثة، FWMRI خوارزميات الفصل باستخدام الصور المعقدة معرضة للالشديد ب 0 التجانس الحقل الذي يمكن أن يسبب سوء تصنيف الدهون والماء الإشارات. بالإضافة إلى استخدام قوية خوارزميات مقيدة مكانيا، تباعد أصغر صدى يسمح التقاط أكبر ب 0 الاختلافات المجال. خوارزميات باستخدام الصور حجم هي أكثر قوة في presenc(ه) من B 0 المجال التجانس، ولكنهم يعانون العقوبات SNR. خوارزميات باستخدام صور معقدة يمكن أيضا مرتبك من قبل التيارات الدوامية أو أي تأثير مرحلة أخرى زمنية متفاوتة. هذه الآثار مرحلة التباس وعادة ما تكون أسوأ لصدى الأولى في عدة القطار قراءات الصدى ويمكن تخفيفها من قبل ببساطة تجاهل مثل هذه الأصداء. بدلا من ذلك، حجم مختلطة ونموذج إشارة معقدة يمكن اعتماد 66. مستخدمي خوارزميات FWMRI التي تأخذ صورا معقدة كمدخل يجب تجنب مصادر أخرى للاضطراب محتمل من الصور المعقدة مثل التصحيحات المطبقة في خط أنابيب صورة إعادة الإعمار على العديد من الماسحات الضوئية التصوير بالرنين المغناطيسي التجارية. يجب أن يتم إيقاف هذه التصويبات المرحلة، أو يجب على المستخدم إعادة بناء الصور مباشرة من البيانات الخام الأصلي. وأخيرا، فإن أي تقدير نسبة الدهون باستخدام FWMRI هو في الواقع تقدير جزء إشارة الدهون، وبالتالي يتأثر أي عامل تحجيم تفاضلي الدهون أو الماء الإشارات. تي 1 تي 1 -weighting هي وظيفة من تي تي آر، وزاوية الإثارة الإيماءة. تي 1 التحيز في تقديرات إشارة جزء من الدهون هو أسوأ لvoxels مع مزيج متساو تقريبا من الماء والدهون. زيادة TR أو الحد من زاوية الإيماءة يمكن التقليل من التحيز. كما يمكن تصحيح تي 1 التحيز بأثر رجعي باستخدام يفترض تي 1 قيم الماء والدهون، كما نفعل هنا (1.4 S و 0.3 الصورة للمياه والدهون، على التوالي)، أو القيم المقاسة.

    بروتوكول تشكيل / اختيار تسلسل
    وكما ذكر أعلاه، فإن المشهد مرضية العضلات هو مسألة معقدة. FWMRI هي فريدة من نوعها بين القياسات في هذا البروتوكول في أن لها تفسير لا لبس فيه. كما لوحظ أن العديد من المؤشرات الحيوية qMRI أخرى تقاس هنا يكون لها أساس المرضية غير محددة في كثير من الأحيان المؤتمر الوطني العراقيludes ذمة ولكن قد تشمل أيضا تسلل الدهون، وتليف وتلف الغشاء، وتعطيل الساركومير. وقد تم التأكيد على أن بعض هذه الحساسيات ما زالت افترض فقط في الوجود. هناك قدرا كبيرا من العمل الذي يتعين القيام به من أجل التظاهر، كميا، والأهمية النسبية لهذه وغيرها من العمليات المرضية أو تنص على أن كل العلامات البيولوجية qMRI. مع هذا الفهم، وصف نهج متعدد حدودي هنا قد تسمح، من خلال مجموعة من المتغيرات، والأوصاف أكثر تحديدا من الأمراض الفردية.

    بدلا من ذلك، يمكن للقارئ أن يختار للتكيف مع هذا البروتوكول عن طريق اختيار مجموعة فرعية من القياسات المقدمة هنا. على سبيل المثال، القيمة المضافة للFS والقياسات غير FS-هو على الارجح منخفضة في ظروف لا تتميز عن طريق استبدال الدهون من العضلات. هذا يمكن أن تسمح لتقليل وقت التصوير للمريض، وقياسات إضافية لإجراء (مثل MR التحليل الطيفي، التصوير بالرنين المغناطيسي نضح التصوير، الخ. < / م>)، أو أجزاء إضافية الجسم ليمكن تصوير. عن العديد من أمراض العضلات الحالية بطريقة الأقرب إلى القاصي، يتم تنفيذ بروتوكول صفها هنا في الفخذين، كما المرض في هذه المنطقة قد توفر علامة مبكرة على تورط المرض. ومع ذلك، وقياس علم الأمراض في كل المناطق القريبة والبعيدة قد تسمح التدابير تحسين تطور المرض.

    الاستنتاجات
    في الختام، يسمح هذا البروتوكول qMRI التقييم الكمي للذمة، وتسلل الدهون، وضمور، والتي هي ثلاثة عناصر المرضية الرئيسية للاضطرابات العصبية والعضلية. من خلال دمج مجموعة واسعة من قياس (تي تي ونشرها، QMT، FWMRI)، وإمكانية تفسير البيانات على حد سواء توسيع وتعميق. عندما يتم إيلاء اهتمام دقيق من المصادر المحتملة للخطأ، وهذا النهج يمكن اصح وأدق تميز العديد من المكونات الرئيسية للمرض العصبي العضلي.

    SS "> p.p1 {هامش: 0.0px 0.0px 0.0px 0.0px؛ الخط: 14.0px هلفتيكا؛ اللون: # 3a3a3a} {span.s1 الخط: 11.0px هلفتيكا}

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Materials

    Name Company Catalog Number Comments
    3T human MRI system Philips Medical Systems (Best, the Netherlands) Achieva/Intera
    Cardiac phased array receive coil Philips Medical Systems
    Pillows, straps, bolsters, and other positioning devices
    Computer with MATLAB software The Mathworks, Inc (Natick, MA) r. 2014

    DOWNLOAD MATERIALS LIST

    References

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

    Comments

    0 Comments


      Post a Question / Comment / Request

      You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

      Usage Statistics