דימות תהודה מגנטית כמותי של מחלת שריר שלד

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:

 

Summary

מחלות Neuromuscular לעתים קרובות מפגינה שונה ובזמן, פתולוגיה הטרוגנית, ורב-פן מרחבית. מטרת פרוטוקול זה היא לאפיין הפתולוגיה הזאת בשיטות הדמיה בתהודה מגנטית לא פולשנית.

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

הדמיה בתהודה מגנטית כמוני (qMRI) מתארת ​​את הפיתוח ושימוש MRI לכמת פיסיקלי, כימי ו / או תכונות ביולוגיות של מערכות חיות. QMRI דורש כי אחד לאמץ מודל biophysical עבור המערכת, המורכבת של רקמת עניין רצף הדופק MRI. רצף הדופק נועד לרגש את עוצמת האות 'התמונות לפרמטר של עניין במודל. תכונות אות MRI (גודל אות, תדירות, ו / או שלב) נמדדות ונותחו על פי המודל. המטרה היא לייצר אומדן משוחד, כמותי של פרמטר פיזי או ביולוגי שיש מופץ באופן רציף, ביחידות פיסיות מדידה. לעתים קרובות את המשוואות המתארות את מערכת מנותחים ותאים על בסיס פיקסל אחר פיקסל, ייצור דימוי שערכיה פיקסל ישירות לשקף את הערכים של המשתנה. כזה דימוי מכונה כמפה פרמטרית.

שימוש נפוץ של qMRI הוא דevelopment ויישום של סמנים ביולוגיים. ניתן להשתמש סמנים לחקור מנגנון המחלה, לקבוע אבחנה, לקבוע פרוגנוזה, ו / או להעריך תגובה תרפויטית. הם עשויים ללבוש צורה של ריכוזים או פעילויות של מולקולות אנדוגני או אקסוגני, שדוגמא היסטולוגית, גודל פיזיקלי, או דימוי פנימי. כמה דרישות כלליות של סמנים ביולוגיים הן כי הם אובייקטיביים למדוד משתנים מופצים באופן רציף באמצעות יחידות פיסיות של מדידה; יש מערכת יחסים הבין ברור, גם עם הפתולוגיה של עניין; רגישים שיפור והחמרה של מדינה קלינית; וניתן למדוד בקפדנות ובדייקנות מתאימות. סמנים ביולוגיים לא פולשני או זעיר-פולשנית במיוחד רצויים, כפי שהם מקדמים נוחות מטופל מינימאלי להפריע הפתולוגיה של עניין.

מטרה לפיתוח ביומרקרים מבוסס תמונה עבור מחלת שריר היא לשקף מחלת שריר בדרכים שהן complementary כדי, ספציפית יותר, יותר מרחבית סלקטיבית יותר, ו / או פולשני פחות גישות קיימות. יתרון מסוים אחד qMRI בהקשר זה הוא כי יש לו את הפוטנציאל לשלב סוגים שונים של מידע ובכך לסכן לאפיין היבטים רבים של תהליך המחלה. יכולת זו חשובה מאוד מחלות שרירים, אשר לעתים קרובות מפגינים פתולוגיה משתנה, מורכבת מרחבית הכוללת דלקת, נמק ו / או ניוון עם החלפת שומן, סיסטיק, שיבוש של הסריג myofilament ( "הזרמת-דיסק Z"), ונזק הממברנה . יתרון נוסף של שיטות qMRI הוא שתיאורים איכותיים או חצי כמותית של תמונות MR מבוסס בניגוד המשקפים לא רק פתולוגיה, אלא גם הבדלים בפרמטרי רכישת תמונה, חומרה, לתפיסה אנושית. דוגמא הנושא האחרון זה הודגמה על ידי Wokke et al., שהראה כי ערכות וכמותיות של חדירת שומן הם משתנים מאוד לעתים קרובות שגויים, wתרנגולת לעומת MRI שומן / מים כמותית (FWMRI) 1.

הפרוטוקול מתואר כאן כולל רצפים הדופק למדידת האורך (T 1) ו רוחבי (T 2) קבועה זמן הרפיה, העברת המגנטיזציה כמותית (qMT) פרמטרים, מקדמי דיפוזיה מים באמצעות מותח דיפוזי MRI (DT-MRI), ומבנה שריר באמצעות תמונות מבניות FWMRI. T 1 נמדד באמצעות רצף התאוששות היפוך, שבו וקטור המגנטיזציה נטו הוא הפוך הגודל שלה ידגם כמערכת חוזרת לשיווי משקל. T 2 נמדד להפנות את עיקר המגנטיזציה רוחבי שוב ושוב באמצעות רכבת של פולסים להפנות את עיקר, כגון שיטת קאר-פרסל Meiboom-הגיל (CPMG), ולדגום את הספין-ההדים שהתקבלו. T 1 ו- T 2 נתונים ניתן לנתח באמצעות שיטות שאינן ליניארי הולם עקומות כי גם להניח מספר exponeרכיבים ntial אפריורי (בדרך כלל בין שנה עד שלוש) או באמצעות גישה ההופכי ליניארי אשר מתאים לנתונים נצפים לסכום של מספר רב של exponentials מתפורר, וכתוצאה מכך הספקטרום של אמפליטודות האות. גישה זו מחייבת מרובע לפחות לא שלילי (NNLS) פתרון 3, ובדרך כלל כוללת הסדרה נוספת כדי להפיק תוצאות יציבות. T 1 ו- T 2 מדידות היה בשימוש נרחב כדי לחקור מחלות שרירים ופגיעה 4-9. ערכי T 1 בדרך כלל ירד באזורים-הסתנן שומן של שרירים מוגברים באזורים מודלקים 4-6; ערכי T 2 מרוממים בשני אזורי השומן הסתנן ודלק 10.

QMT-MRI המאפיינת את ברכות פרוטון macromolecular מים מוצקים דמויים חינם ברקמות ידי אומדן היחס של macromolecular לפרוטוני מים חופשיים (יחס גודל ברכה, PSR); המהותי להירגעשיעורי ation של בריכות אלה; ואת שערי החליפין ביניהם. גישות qMT נפוצות כוללות רוויה פעמה 11 ושיטות 12,13 התאוששות היפוך סלקטיבית. הפרוטוקול הבא מתאר שימוש בגישה הרוויה פעמה, המנצל את linewidth הרחב של אות פרוטון macromolecular, ביחס linewidth הצר של אות פרוטון מים. על ידי להרוות את אות macromolecular בתדרי תהודה שונים מספיק מן אות המים, אות המים מצטמצמת כתוצאת העברת המגנטיזציה בין ברכות פרוטון מים המוצקות וחופשיות. הנתונים מנותחים באמצעות מודל ביו-כמותי. QMT פותח ויישומים בשרירים בריאים 14,15, ו מופשט אחרון הופיע מתאר יישומה מחלת שריר 16. QMT נעשה שימוש כדי ללמוד את המודלים שונים של בעלי חיים קטנים של דלקת שרירים, שבה הוכח כי דלקת מקטינה את PSR 17. הואיל MTמשקף הוא תוכן macromolecular ומים, נתוני MT עשויים גם לשקף סיסטיק 18,19.

DT-MRI משמש לכמת את ההתנהגות דיפוזיה אניסוטרופי של מולקולות המים ברקמות עם הורה, תאים מאורכים. ב DT-MRI, דיפוזיה מים נמדדת שישה או יותר לכיוונים שונים; אותות אלה מצוידים אז למודל מותח 20. טנזור הדיפוזיה, D, הוא diagonalized להשיג שלושה ערכים עצמיים (שהן השלושה diffusivities קרן) ושלושה עצמיים (המצביעים על כיווני בהתאמה לשלושה מקדמי דיפוזיה). מדדים כמותיים אחרים אלו נבעו D לספק מידע על מבנה רקמת והתמצאות ברמה מיקרוסקופית. המאפיינים דיפוזיה של שריר, במיוחד הערך העצמי השלישי של D ומידת אנאיזוטרופיה דיפוזיה, משקפים דלקת שרירים 17 וניזק לשרירים עקב פציעה ניסיון 2 1, פציעת זן 22, ומחלות 23,24. השפעות פוטנציאליות נוספות על המאפיינים דיפוזיה של שריר כוללות שינויים בקוטר תא 25 ושינויים חדירים הממברנה.

לבסוף, ניוון שרירים, בלי או בלי חדיר שומן מקרוסקופית, הוא מרכיב פתולוגי של מחלות שרירים רבות. ניוון שרירים יכול להיות מוערך על ידי שימוש בדימויים מבניים למדוד שריר חתך באזור או נפח FW-MRI כדי להעריך חדירת שומן. חדיר שומן ניתן לתאר באופן איכותי ב T 1 - ו- T 2 משוקלל תמונות 26, אבל אותות שומן ומים נמדדים בצורה הטובה ביותר על ידי יצירת תמונות המנצלות את תדרי תהודה השונים של פרוטוני שומן ומי 27-29. שיטות הדמיה שומן / מים כמותי יושמו מחלות שריר כגון ניוון שרירים 1,30,31, והוא יכול לחזות את אובדן ambulation בחולים אלו 31.

class = "jove_content"> פרוטוקול qMRI המתואר כאן משתמש בכל המדידות הללו לאפיין מצב שריר Dermatomyositis myopathies הדלקתי אוטואימוניות (DM) פולימיוזיטיס (PM). פרטים נוספים על הפרוטוקול, כולל השחזור שלה, פורסמו 32 בעבר. הפרוטוקול כולל רצפים דופקים סטנדרטיים כמו גם גל רדיו (RF) וחפץ שיפוע שדה מגנטי מתוכנים במיוחד על המערכות שלנו. המחברים צופים כי הפרוטוקול ישים גם בהפרעות תוקפת אחרות המאופיינות ניוון שרירים, דלקת, וחדירת שומן (כגון בניוון השרירים).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

הערה: הקורא הוא הזכיר כי כל המחקר המעורב בבני אדם חייב להיות מאושר על ידי דירקטוריון הסקירה המוסדי המקומי (IRB) עבור השימוש בבני אדם במחקר. משתתפי מחקר חייבים להיות מודעים לצורך, נהלים, סיכונים, ואת היתרונות של המחקר המוצע; הזמינות של טיפולים או הליכים חלופיים; הזמינות של תגמול; ושל זכויותיהם לפרטיות לסגת הסכימו ולחדול השתתפותם. לפני הפגישה בדיקות MRI, חוקר חייב להציג משתתף במחקר פוטנציאל עם מסמך הסכמה מדעת שאושר IRB (ICD), להסביר את תוכנו, ולשאול למשתתף הניסוי פוטנציאל אם הוא / היא רוצה להשתתף במחקר. אם כן, המשתתף יצטרך לחתום ותאריך ICD לפני השלמת כל אחד מהשלבים של הפרוטוקול כאן.

1. פעולות לפני היום של בדיקה

  1. הגבל הרגלי חיים כי יכול "לעזאזל עם Dאתא
    1. הדרך את המשתתף לא לבצע פעילות גופנית מתונה או כבדה במהלך 48 השעות לפני הבדיקה. הדריכו את המשתתף להתנזר תרופות Over-the-counter וצריכת אלכוהול במהלך 24 שעות לפני הבדיקה. הדריכו את המשתתף להימנע מצריכת אלכוהול טבק או צריכת קפאין במהלך 6 שעות לפני הבדיקה.
    2. לפני בדיקות, לאשר כי המשתתף כבר תואם עם ההוראות האלה.
  2. הכן את מערכת MRI
    1. להבטיח את הזמינות של כל הציוד הדרוש, כמפורט בטבלה של חומרים וציוד.
    2. להגדיר פרוטוקול MRI; פרמטרים הציעו נמצאים בלוחות 1 - 5.

2. יום של בדיקה: היכונו קליטת נתונים MRI

  1. הקרנת בטיחות ההתנהגות
    1. מסך עבור סכנות פוטנציאליות בסביבה MRI על ידי בעל-t בטיחות MRIגשם עובד בריאות להציג למשתתף הניסוי עם טופס בטיחות MRI מתאים, כגון כי למצוא בכתובת www.mrisafety.com.
    2. אם יש חפצים מגנטיים מושתלים או מגנטי רגישים, להבטיח כי הם בטוחים עבור סריקת MRI.
  2. הכן את מערכת MRI
    1. ודא שכל אנשי הסרה כל האובייקטים המגנטיים מגנטי רגישים לפני שנכנסתי לחדר שבו שוכן במערכת MRI. התנהגות סימון זו בכל פעם שמישהו נכנס לחדר MRI.
    2. הכן את מערכת MRI על ידי נחת הסליל לקבל על המיטה החולה של מערכת MRI. כמו כן, למקם מזרן עם סדין כרית עם ציפית על המיטה. יש רצועות זמינות למקם סביב ירך מחזקים או כריות למקם מתחת לברכיים.
    3. הפעל את ממשק התוכנה, להזין נתונים חולים, ולפתוח את פרוטוקול ההדמיה.
  3. מקם את המשתתף מחקר על לוח סורק MRI <ol>
  4. שים למשתתף הניסוי כפי שהוא / היא בודקת שלו / אישיותה ובגדים עבור אובייקטים רגישים מגנטי. Secure האובייקטים האלה מחוץ לחדר MRI במיכל לנעילה. הזן את החדר MRI עם המשתתף במחקר מיד לאחר השלמת שלב זה.
  5. מקם את המשתתף על המיטה החולה במצב שכיבה, רגליים ואחת. מניח את חלק הגוף להיות צלם כמו קרוב לקו האמצע של הטבלה כפי מעשי. מחזק מקום או כריות מתחת לברכיים כדי לספק הקלת זן לגב התחתון ומניח כרית מתחת לראש. כדי להגביל תנועה, בעדינות אך ביעילות להבטיח את הירך, הרגל, והרגליים ולהבטיח כי המשתתף הוא נוח.
  6. מניחים את סליל מקלט RF סביב הירכיים של המשתתף ולחבר אותו למערכת MRI.
  • הדריכו את המשתתף ולהשלים סופי שלבים טרום בדיקה
    1. לתת הוראות על איך לתקשר עם החוקרים. ספק את participant עם שמיעת הגנת מכשיר איתות כי ניתן להשתמש כדי לקרוא על תשומה במידת הצורך. הדרך את המשתתף על הצורך להישאר עדיין במהלך ובין כל רצפי ההדמיה.
    2. לקדם את המיטה החולה לתוך סורק ה- MRI כזה שחלק הגוף להיות צלם מיושר למרכז סורק ה- MRI.
    3. לאחר היציאה לחדר MRI, מאשר כי מערכת תקשורת המטופל פועלת ותראה כי המשתתף הוא נוח. לאורך כל הפרוטוקול, לתקשר באופן קבוע עם המשתתף כדי להבטיח הנוחות והתאימות שלו / שלה עם הוראות.
  • יום 3. בדיקה: רוכש את נתוני MRI

    1. פעולות הכנה
      1. כאשר מערכת MRI קובע את הגדרות אינסטרומנטלי וכיולים לפני כל רצף הדמיה (תדר מרכזי, כיול רווח מקלט, וכו '), לפקח תהליכים אלה ולהבטיח שכל צעד מתבצע correctly.
      2. באמצעות ממשק תוכנה מתאימה, לרכוש סט של תמונות מְאַתֵר (הידוע גם בשם טייס או תמונות הסקאוט); באמצעות פרמטרים הציעו המוצגים בלוח 2.
      3. לקבוע היכן למקם את הפרוסה מרכז לרכישות נתונים qMRI, על ידי זיהוי תחומים של נזק ו / או על ידי הפניה יחסית בעמדה הפרוסה ציוני דרך אנטומיים לשחזור.
    2. שידור וקליט שלבי כיול קויל
      1. לקבלת שלבים אלה, כמו גם כל שלבי ההדמיה הבאים, להגדיר אזור של האנטומיה שבו כדי לייעל את ההומוגניות של השדה המגנטי סטטי (B 0), תהליך המכונה "shimming". ראה איור 1A עבור המיקום הטיפוסי של נפח shimming של עניין (VOI) ששמש מחקרים הנוכחיים.
      2. אם סורק ה- MRI יש סליל שידור רב אלמנט, לרכוש בסיס נתוני כיול RF.
      3. אם סורק ה- MRI יש אלמנט רב מקבלים סליל, לרכושמפת רגישות המרחבית של הסלילים.
    3. רוכשת מבנית MRI נתונים
      1. רוכש ברזולוציה גבוהה, פרוסה רבה, T 1 משוקלל תמונות באמצעות ספין הד מהיר (FSE) רצף; פרמטרי ההדמיה המשמשים במחקרים הנוכחיים ניתן בטבלת 1.
      2. רוכש ברזולוציה גבוהה, פרוסה רבה, T 2 משוקללת תמונות באמצעות רצף FSE; פרמטרי ההדמיה המשמשים במחקרים הנוכחיים ניתן בטבלה 2.
    4. רוכש את הנתונים עבור בקרת איכות בזמן אמת תיקונים לאחר עיבוד ביצוע
      1. רוכש את נתוני מספר תלת ממדי (3D) הד שיפוע לחישוב מפות שדה B 0. פרמטרי ההדמיה המשמשים במחקרים הנוכחיים ניתן בטבלה 3.
      2. בדוק את המפות בתחום על מנת להבטיח כי אין סטיות של יותר מ ± 60 הרץ (כ 0.5חלקים למיליון 3 טסלה) על פני התמונה. אם יש, לאמץ גישה חלופית shimming (שיטה אחרת, מיקום שונה של VOI, וכו.).
      3. רוכש את נתוני 3D לחישוב מפות זווית nutation. פרמטרי ההדמיה המשמשים במחקרים הנוכחיים ניתן בטבלה 2.
      4. בדוק את המפות בתחום על מנת להבטיח כי אין אזורים החורגים באופן מוגזם מזווית nutation הנומינלית. עבור פולסים RF המשמשים פרוטוקול זה, סטיות גדולות מ ± 30% של זווית nutation הנומינלית נחשבות מוגזמות.
    5. רוכש את נתוני qMRI
      1. לרכוש תמונות 3D עבור חישוב של T 1, באמצעות רצף התאוששות היפוך. פרמטרי ההדמיה המשמשים במחקרים הנוכחיים מוצגים בטבלה 3.
      2. חזור על מדידת T 1 בנוכחות דיכוי אות שומן (FS; פרמטר זה הוא abbreviaטד T 1, FS).
      3. לרכוש תמונות חד פרוסות חישוב T 2, תוך שימוש ברצף ספין הד מרובה. השתמש פרמטרי ההדמיה המוצגים בלוח 3.
      4. חזור על המדידה T 2 בנוכחות FS (T 2, FS).
      5. לרכוש תמונות 3D עבור חישוב פרמטרי qMT, תוך שימוש ברצף רווי פעם עם FS ואת פרמטרי ההדמיה נתונים בטבלה 4.
      6. רוכש את נתונים רבים-פרוס לחישוב פרמטרים דיפוזיה-מותחים, באמצעות סדרה של תמונות משוקללות דיפוזיה. פרמטרי הדמית שימוש במחקרים אלה מובאים בטבלה 4.
      7. רוכש את נתוני 3D עבור חישוב של תמונות שמנות / מים, באמצעות סדרה של שש תמונות-הד שיפוע. פרמטרי הדמית שימוש במחקרים אלה מוצגים בטבלה 5.
    6. לאחר השלמת פרוטוקול qMRI
      1. להבטיח שתמונות כל הם באיכות מתאימה על ידי בחינת אותם חפצים לתיקון בפוטנציה על ידי מדידת יחס אות לרעש מספיק.
      2. עבור כל נתוני qMRI, להגדיר מספר אזורים של עניין (ROIs) בסדרת התמונה ולבחון את האות כפונקציה של הפרמטר הרלוונטי (למשל, עבור הנתונים התלויים T 1 רכשו בצעדים 3.5.1 ו 3.5.2, עלילת האות כפונקציה של TI ולהבטיח כי הנתונים בצעו את פונקציית השחזור-היפוך המפורטים להלן בשלב 4.1.2).
      3. לאחר השלים הקרנה אישית עבור אובייקטים רגישים מגנטי, להיכנס לחדר MRI. הסר את המשתתף מן המגנט, להסיר את כל הרצועות ומרווחות, ולסייע משתתף יציאת סורק ה- MRI וחדר MRI.
      4. מעביר את הנתונים, תוך שימוש בשיטות תואמות עם חוקי פרטיות בריאות מקומיים, לתחנת עבודה מקומית לעיבוד; הנתונים עשויים להיות מיוצא כמו תקשורת ההדמיה הדיגיטלית ברפואה (DICOM) קבצים או הספקפורמט קנייני s '(שיטת שימוש בפרוטוקול זה).

    4. ניתוח נתוני qMRI

    1. חשב את פרמטרית מפות
      1. השתמש בתכנית מחשב מיועדת מחשוב מדעי וניתוח תמונה. על ידי בחינת היסטוגרמה של עוצמות האות בתמונה, יוצרי מסכת תמונת אות מבוסס סף תוחמת תחומי אות מאזורים של רעש. השלם את השלבים הבאים עבור כל פיקסל בחלקי האות של התמונות.
      2. נתח את T 1 נתונים על ידי מדידת S עוצמת האות עבור כל פעם היפוך (TI). לאחר מכן, להתאים את הערכים עבור S אל-התאוששות היפוך עם מודל מראש עיכוב מופחת:

        Equation1

        כאשר M 0 הוא עוצמת אות המייצגת את המגנטיזציה על מדינת שיווי המשקל, ו S הוא יחס ההיפוך,ו- TD הפעם מראש דיחוי. לאחר מכן, להתאים את הנתונים עם FS לאותו מודל, המאפשר קביעת זמן רגיעה האורך מתמיד עם FS, T 1, FS.
      3. נתח את T 2 נתונים על ידי מדידת S בכל TE. לאחר מכן, להתאים את הנתונים למודל ריקבון מונה מעריכית:

        Equation2

        כאשר N הוא האות לקזז בתחילת המחקר. הקורא יכול גם להחליט על מנת להתאים לנתונים למודל רב-מעריכים, כגון כי להלן:

        Equation3

        שם J הוא מספר רכיבי מעריכי F ו- T 2, j הם חלק האות וערכי T 2 הקשורים j ה רכיב. או, הקורא עשוי להשתמש ריבועים פחותים שאינם שליליים (NNLS) שיטה 3. ב lבמקרה atter, הרפית הניתוח הרבה-מעריכים (Mera) ארגז הכלים 33 זמין באופן חופשי; תוכניות אחרות זמינות מדי. חזור על ניתוחים אלו עבור נתונים עם ובלי FS.
      4. כדי לנתח את הנתונים qMT, למדוד S עבור כל כוח הקרנה ותדירות לקזז. תקן את סמכויות הקרנה הנומינליות (המיוצגים על ידי ω 1 במשוואה להלן) באמצעות מפות זווית nutation. תקן את קיזוז תדר (Δ f במשוואה להלן) על ידי שימוש ב 0 מפות להתאים את התדרים לקזז מיושם. לאחר מכן, להתאים את הנתונים למודל הבא 34,35

        Equation4

        היכן הוא שער החליפין ממאגר macromolecular לבריכת מים בחינם, הוא שיעור הרפיה האורך של בריכת מים בחינם, הוא שיעור הרפיה האורך של הבריכה macromolecular (ההנחה היא להיות 1 s -1), הוא PSR, היא ה- T 1CWPE ההספק הממוצע של הדופק הרווי. שיעור הרוויה של המגנטיזציה האורך של הבריכה macromolecular, מתואר על ידי דוגמנית העל-לורנץ, כמתואר בעבודה ידי Henkelman ועמיתיו 34,35.
      5. כדי לנתח את נתוני DTI, השתמש תחילה אלגוריתם שינוי מאוחד 36 לרשום כל תמונת דיפוזיה משוקללת לדימוי המשוקלל הלא דיפוזיה המקביל. לאחר מכן, עבור כל פיקסל, למדוד את ערכי S בתמונה המשוקללת הלא דיפוזיה לכל כיוון דיפוזיה משוקלל. לטופס מטריקס מורכב כיווני קידוד דיפוזיה. שימוש רב-משתנה, רגרסיה לפחות ריבועים משוקללים, לסגת נתוני האות על D מטריקס טופס קידוד דיפוזיה. Diagonalize D ולבצע מיון בסולם ריכטר של ערכים עצמיים ווקטורים עצמיים שלהם. ואז לחשב את diffusivity אומר (MD) כמו:

        "Equation5"
        שם λ 1, λ 2, ו λ 3 הם הערכים העצמיים של טנזור הדיפוזיה. גם לחשב את אנאיזוטרופיה השבר (FA) כמו:

        Equation6
      6. לנתח את נתוני FWMRI באמצעות גישה כמותית שמפרידה אותות מים ושומן מבוססים במשמרת כימית (כגון אלגוריתם FattyRiot, זמינה להורדה בחינם מ https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. להגדיר אזורים של ריבית עבור ניתוח
      1. ציין ROIs על התמונות אנטומיים (על ידי הגדרת גבולות כל שריר עניין). דוגמה לכך היא שמוצג באיור 1.
      2. שינוי גודל ROIs כדי להתאים את גודל המטריצה ​​של תמונות qMRI. בהתאם לצורך, התאם את היישור של ROIs כדי להתאים את מפת qMRI (למשל, אם המשתתף עברבין רכישות, תרגום של עמדת ROI ייתכן שיידרש כדי להימנע חופף את גבולות שריר).
      3. לבחון כל ROI. במידת צורך, לוודא ששום פיקסלים כלולים המכילים חפצי נפח חלקית, רקמות שאינן התכווצות, וממצאי זרימה; אנא ראה איור 1 עבור דוגמאות.
      4. לחשב את הממוצע ואת סטיית תקן של ערכי qMRI בכל פיקסלים בתוך ROIs הנבחר.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    איור 1 מציג תמונות אנטומי ציריות נציג שנרכשו אמצע הירכיים של חולה עם פולימיוזיטיס. מוצג גם הוא המיקום של הקרנת המטוס של נפח שים. מפות פרמטר נציג לכל שיטת qMRI, כל המתקבל חולה אותו, ניתנות מתוך איורים 2 - 7.

    דמויות 2 א ו -2 להראות את Δ B 0 וזווית nutation מפות שדה, בהתאמה. מפת שדה בוקר 0 מדגים מקרה מרחבית חזק בין שטחו של ההומוגניות השדה הגבוה ביותר ואת המיקום של VOI עבור shimming, כמצוין באיור 1 א. בתוך השרירים, את הערכים Δ B 0 נע מ -40 עד 52 הרץ, עם ממוצע של 9.3 הרץ ו סטיית תקן של 11.2 הרץ. במפת זווית nutation, הערכים נעו הלוך ושובמ 84.7 כדי 122.3% של זווית nutation הנומינלית. על ידי השוואת מפת זווית nutation עם התמונות המבניות באיור 1, ניתן לראות כי הסטיות מזווית nutation אידיאלית חמורות יותר בשרירי האחוריים ואינם ברור בקורלציה לנוכחות של שומן בתוך voxel.

    לדוגמא T 1 נתוני relaxometry מוצגים באיור 3. התמונות להיות רעולות פנים כדי לא לכלול את אזורי שומן ורעש תת עורית של התמונה. איור 3A מראה מדגם T 1 נתונים איור 3 ב מציג מדגם T 1, נתונים FS. זה בא לידי ביטוי באיור 3 א כי T 1 של שומן נמוך באופן משמעותי מזה של שרירים; ולכן ערכי T 1 עבור השריר נמדד ללא שימוש FS נמוכים מהערכים T 1, FS. כמו כן, השימוש של תוצאות FS באיבוד משמעותי של אות מאזורים של החלפת שומן או שומן תת עורי. כתוצאה מכך, ישנם פיקסלים באזורי תמונה אלו כי הם או נטולי פרמטרים מצוידים, הייצג אותות מים שיורית הבאים FS, או שבו הפרמטרים נאמדים גרוע.

    איור 4 א מציג מפת פרמטרית רעולה פנים של T 2, ערכי FS ואיור 4B מראה את ערכי 2 T. איור 4C מראה מדגם T 2 תלויי אות ריקבון מתוך פיקסל בודד ואת בכושר הטוב ביותר של הנתונים למודל monoexponential. חריגה מהתנהגות הרפיה monoexponential הוא ציין. איור 4D מראה את התוצאות של ניתוח NNLS של נתוני אותות אלה זהים, עם שיא רחב יחיד כנראה כולל שני רכיבי השומן ומים.

    איורים 5, 6, -7 הנוכחיות של qMT, נתוני DTI ו FWMRI, בהתאמה. לנתוני qMT, רק PSR מוצג. היישום של סף אות נתוני FS-אלה מגביל עקום הולמים כדי ווקסלים אלה המכילים שרירים בעיקר, וכתוצאה מכך נשירה ממפת הפרמטר. הטרוגניות בערכי השריר עבור PSR יצוינו גם. למרות השיטה גם מעריכה את המים T 2 ושער החליפין בין ברכות פרוטון מי macromolecular וחופשיות, אלה אינם מוצגים מכיוון T 2 המוערך טוב יותר באמצעות רצפי הדמיה ייעודיים ובגלל שער החליפין הוא גם העריכו unreliably וחסר רגישות פתולוגיה .

    איור 6 א מציג מפה פרמטרית של MD, ואיור 6B מציג מפה של ערכי ה- FA. ערכי MD מרוממים בכלי דם. כמו כן, ערכי FA מופחתים באזורים מתאימים reduPSR CED. כמו כמויות, הוא MD ואת FA נאמדים מדויקת במנות-מוחלף שומן של שריר, שבו FS גורם נשורת אות. כמו כן, ה- FA ומתעלה מחוץ נפח שים. לבסוף, מפת שבריר שומן, מחושב מנתוני FWMRI, מוצג באיור 7. נתונים אלה לכמת את דפוסי חדירת שומן איכותי ציינו ציינו באיור 1. המפה חלק מים התואם הוא פשוט שווה (1 - שומן) ולכן אינו מוצג.

    איור 1
    איור 1: תמונות אנטומי לדוגמא מחולה עם פולימיוזיטיס. כל הנתונים מוצגים איורים 2-7 נרכשו במיקום פרוס זה של משתתף זה. א T 1 תמונה משוקללת, עם ההקרנה ב-מטוס המנפח shim המעולף כמו מלבן ציאן בצבע, השקוף למחצה. T 2 תמונה משוקללת. מעולף על התמונה בירוק היא ROI מדגם עבור השריר medialis vastus. דרך ROI השקוף למחצה, תחומי אות גבוהה, מתאים החלפת שומן, הם ציינו. החץ הצהוב מצביע על גיד שרירי, וחץ מגנטה מציין את האזור של צרור העצבים וכלי הדם של הירך. התמונות יש לבדוק חפצי זרימה שעלולה להתרחש לאורך ממד שלב קידוד ולא עולים בקנה אחד עם העורק. רקמות חיבור כגון שומן גיד הן המלצה על הרחקה מן ROIs; גם, אם חפץ זרימה קיימות, הם צריכים להיות שליליים. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    איור 2
    איור 2: Δ B 0ומפות זווית Nutation, מן המטופל באותו המתוארים במפה באיור 1. א Δ B 0, עם סולם צבעים המעידים על סטייה של השדה B 0 מתדירות המרכז הרץ. ב Nutation מפת זווית, עם סולם הצבעים המציין את אחוז זווית nutation הנומינלית. תמונות להיות רעולות פנים כדי לא לכלול את הערכים מאזורי הרעש של התמונה. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    איור 3
    איור 3: Sample T 1 נתונים, מן המטופל באותו מתואר באיור 1. א מפת הערכים 1 T, מוערך על ידי התאמת נתונים להתאוששות היפוך עם מודל מראש עיכוב מופחת. סולם הצבעיםמצביע על הערך T 1 בסעיף. ב מפת T 1, ערכי FS, מוערך על ידי התאמת נתוני FS לאותו מודל. סולם הצבעים מצביע על ערך T 1 בסעיף. התמונות כבר רעולות פנים שלא יכללו ערכים מן השומן תת עורי, הרגל הנגדי, ואת אזורי הרעש של התמונה. שימו לב שערכי 1 T גדלו כאשר דיכוי אות שומן משמש. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    איור 4
    איור 4: Sample T 2 נתונים, מן המטופל באותו מתואר באיור 1. א מפת הערכים 2 T, מוערך על ידי התאמת הנתונים לדעיכת monoexponential עם מודל טווח רעש. סולם הצבעים מצביע על ערך T 2 ms. ב מפת T 2, ערכי FS, מוערך על ידי התאמת הנתונים לאותו מודל. In A ו- B, התמונות כבר רעולות פנים שלא יכללו ערכים מן השומן תת עורי, הרגל הנגדי, ואת אזורי הרעש של התמונה. ג Sample T 2 ריקבון האות מ פיקסל בלוח C וקו בכושר הטוב ביותר למודל monoexponential (אך מציינים כי סטייה של האות מהמודל, אשר מצביע על אי-monoexponential T 2). קיצור לא ציין בעבר: AU, ביחידות כלשהן. ד ללא שלילית הפחות ריבועים מניתוח נתוני הריקבון אותו גלם האות המתואר C. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    = "1"> איור 5
    איור 5: דוגמה qMT נתונים, מן המטופל באותו מתואר באיור 1. סולם הצבעים מציין את PSR, כמות מימדים המשקף יחס של macromolecular לפרוטונים מים בחינם. שימוש תוצאות שיטות FS ב נשירת אות משמעותית מאזורים אלה של שריר כי הוחלפו שומן. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    איור 6
    איור 6: Sample Data דיפוזיה, מן המטופל באותו מתואר באיור 1. לוח מראה את diffusivity הממוצעת, עם סולם הצבעים המציין את diffusivity עם יחידות של 10 -3 מ"מ 2 / s. לוח ב 'מציג את אנאיזוטרופיה השבר, which הוא גודל חסר ממד המציין את הסטייה של מערכת דיפוזיה דיפוזיה איזוטרופיים גרידא. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    איור 7
    איור 7: מדגם נתונים FWMRI, מן המטופל באותו מתואר באיור 1. סולם הצבעים מציין את שבריר שומן; מפת שבריר מים התואם הוא פשוט (1 - שומן) ולכן אינו מוצג. אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.

    פָּרָמֶטֶר מגבילים T 1-משוקלל T 2 משוקלל
    כללי סוג הרצף 2D, רב-פרוס, שיפוע הד 2D, פרוסה רבה, מהיר ספין הד 2D, פרוסה רבה, מהיר ספין הד
    שלבי הכנה רווח משדר, רווח מקלט, תדר מרכזי, auto-shim רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI
    קבל סליל שֶׁל הַלֵב שֶׁל הַלֵב שֶׁל הַלֵב
    מספר excitations 1 1 1
    משך הסריקה סה"כ (דקות: שניות) 01:23 01:40 00:54
    גֵאוֹמֶטרִיָה מטוס אנטומיים (ים) צירי, עטרה, ועל sagittal צִירִי צִירִי
    מספר פרוסות / מטוס 20 11 11
    פורסים בעובי (מ"מ) 10 7 7
    פער הבין-פרוס (מ"מ) 0 0 0
    סדר הרכישה Slice משולב משולב משולב
    מטריקס רכשה 150 x 150 340 x 335 256 x 256
    מטריקס משוחזר 512 x 512 512 x 512 512 x 512
    שדה הראייה (מ"מ) 450 x 450 256 x 256 256 x 256
    גודל voxel משוחזר (מ"מ) 0.88 x 0.88 x 10.00 0.50 x 0.50 x 7.00 0.50 x 0.50 x 7.00
    בניגוד זמן החזרה (ms) 9 530 3000
    EC אפקטיביזמן הו (ms) 7 6.2 100
    מרווח אקו (ms) N / A 6.2 11.8
    זווית להעיף עירור (°) 20 90 90
    זווית להעיף refocusing (°) N / A 110 120
    shimming RF סטָטִי מסתגל מסתגל
    רכישת אות סוג הודעה הקרטזיאני הקרטזיאני הקרטזיאני
    הדמיה במקביל לא SENSE (G = 1.4) SENSE (G = 2.0)
    רוחב פס / פיקסל (Hz / פיקסל) 1237.8 377.1 286.6

    פרמטרים המשמשים Localizer הדמיה Stru: טבלה 1ctural הדמיה. כל הרצפים להשתמש סליל הגוף נצב להעברת שדות RF. פרמטרים כגון TR, TE, ריווח הד, ומספר הדים יכול להיות מותאם מעט בהתאם לצרכים ניסיוניים תוך שמירה T 1 - ו- T 2 - שקלול. קיצור לא ציין בעבר: g, גורם להאצת הדמיה במקביל. שדה גדול של תמונות נוף מומלצים, כפי שהם יכולים לשמש כדי לבצע לוקליזציה פתולוגיה ולזהות מיקומים עבור רצפי qMRI. רכישות sagittal ו עטרה מועילות במיוחד בהקשר זה.

    פָּרָמֶטֶר רצף תמונה
    B 0 -Mapping Flip Angle-מיפוי
    כללי סוג הרצף 3D, R המרובהF-מפונק נזכר שיפוע הד 3D, הד שיפוע מהר, כפול TR
    שלבי הכנה רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI
    קבל סליל נצב גוף שֶׁל הַלֵב
    מספר excitations 1 1
    משך הסריקה סה"כ (דקות: שניות) 01:26 04:33
    גֵאוֹמֶטרִיָה מטוס אנטומיים (ים) צִירִי צִירִי
    מספר פרוסות 11 55
    פורסים בעובי (מ"מ) 7 7
    פער הבין-פרוס (מ"מ) 0 0
    מטריקס רכשה 64 x 64 x 6 64 x 64 x 27
    מטריקס משוחזר 128 x 128 x 11 128 x 128 x 55
    שדה הראייה (מ"מ) 256 x 256 x 77 256 x 256 x 385
    גודל voxel משוחזר (מ"מ) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    בניגוד זמן החזרה (ms) 150 30.0, 130.0
    זמן אקו (ms) {4,6, 6.9} 2.2
    זווית להעיף עירור (°) 25 60
    shimming RF מסתגל מסתגל
    רכישת אות סוג הודעה הקרטזיאני הקרטזיאני
    רוחב פס / פיקסל (Hz / פיקסל) 302.5 499.4

    טבלה 2: פרמטרים uSED עבור Δ B 0 ו Nutation זווית מיפוי. רצפי שניהם להשתמש הסליל-הגוף נצב להעברה בתחום RF; לא רצף משתמש הדמיה במקבילה.

    פָּרָמֶטֶר רצף תמונה
    T 1 -Mapping T 2 -Mapping
    כללי סוג הרצף 3D, התאוששות היפוך עם-מפונק שיפוע, הודעת הד-נזכר שיפוע 2D, פרוסה אחת, מספר-ספין הד
    שלבי הכנה רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI
    מספר excitations 1 2 משך הסריקה סה"כ (דקות: שניות) 01:44 00:04
    גֵאוֹמֶטרִיָה מטוס אנטומיים (ים) צִירִי צִירִי
    מספר פרוסות 11 1
    פורסים בעובי (מ"מ) 7 7
    פער הבין-פרוס (מ"מ) 0 0
    מטריקס רכשה 128 x 128 x 6 128 x 128
    מטריקס משוחזר 128 x 128 x 11 128 x 128
    שדה הראייה (מ"מ) 256 x 256 x 77 256 x 256
    גודל voxel משוחזר (מ"מ) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    בניגוד זמן החזרה (ms) מגוון 4000
    דופק היפוך 180 °, 1 ms, צורה: בלוק N / A
    זמני התאוששות היפוך (ms) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    זמן טרום עיכוב (ms) 1500 N / A
    דיכוי אות שומן (פועל) 1331 עירור מי סלקטיבית הבינומי Spair (כוח: 2 μT, עיכוב היפוך 202 ms, תדירות לקזז 250 הרץ);
    Sinc-גאוס מראש הדופק (90 °, משך: 18 ms, תדירות לקזז: 100 הרץ)
    זווית להעיף עירור (°) 10 90
    דופק refocusing N / A גרסה-S
    זמן אקו (ms) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    מספר ההדים / ריווח הד (ms) N / A N / A
    shimming RF מסתגל ADAPמגני אוזניים
    רכישת אות סוג הודעה הקרטזיאני הקרטזיאני
    הדמיה במקביל SENSE (G = 1.5) SENSE (G = 1.5)
    רוחב פס / פיקסל (Hz / פיקסל) 383 335.1

    טבלה 3: פרמטרים המשמשים T 1 ו- T 2 מיפוי. T 1 ו- T 2 נתונים נרכשים עם ובלי FS. רצפים שניהם להשתמש סליל הגוף נצב להעברת שדות RF ו סליל לב שש-יסוד עבור קבלת האות. שעת ההחזרה משתנית עבור רצף -mapping T 1 כי היא משתמשת זמן מראש עיכוב קבוע עם ההיפוך משתנה timדואר.

    פָּרָמֶטֶר רצף תמונה
    qMT DTI
    כללי סוג הרצף 3D, MT משוקלל הד-נזכר שיפוע 2D, פרוסה רבה, יחיד ירה ספין הד EPI
    שלבי הכנה רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI
    מספר excitations 2 6
    משך הסריקה סה"כ (דקות: שניות) 10:41 06:28
    גֵאוֹמֶטרִיָה מטוס אנטומיים (ים) צִירִי צִירִי
    מספר פרוסות 11 11
    פורסים בעובי (מ"מ) 7 7
    פער הבין-פרוס (מ"מ) 0 0
    מטריקס רכשה 128 x 128 x 6 64 x 64
    מטריקס משוחזר 128 x 128 x1 128 x 128
    שדה הראייה (מ"מ) 256 x 256 x 77 256 x 256
    גודל voxel משוחזר (מ"מ) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    בניגוד זמן החזרה (ms) 50 4,000
    דופק MT זוויות להעיף נומינלי: 360 °, 820 °;
    רוחב פולס: 20ms;
    קיזוז תדר: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz
    N / A
    דיפוזיה שקלול (ב) (ים • מ"מ -2) N / A ב = 450;
    15 כיוונים + אחד ב= 0 תמונה
    דיכוי אות שומן (פועל) 1331 עירור מי סלקטיבית הבינומי היפוך צבע;
    Sinc-גאוס מראש הדופק (90 °, משך: 18 ms, תדירות לקזז: 100 הרץ)
    זמן אקו (ms) 3.9 48
    מספר ההדים / ריווח הד (ms) N / A N / A
    זווית להעיף עירור (°) 6 90
    shimming RF מסתגל מסתגל
    רכישת אות סוג הודעה הקרטזיאני הקרטזיאני
    הדמיה במקביל SENSE (G = 1.5) SENSE (G = 1.5)
    רוחב פס / פיקסל (Hz / פיקסל) 383 42.1

    Tמסוגל 4: פרמטרים המשמשים qMT ו DTI. רצפי שניהם להשתמש הסליל-גוף נצב להעברה בתחום RF ו סליל לב שישה-יסוד עבור קבלת אות. קיצור לא ציין בעבר: EPI, הדמיה מישורי הד.

    רכישת איתותים
    פָּרָמֶטֶר רצף תמונה
    FW-MRI
    כללי סוג הרצף 3D-נזכר שיפוע הד
    שלבי הכנה רווח מקלט, תדר מרכזי, שים VOI
    סליל שידור RF Quandrature-גוף
    קבל סליל שֶׁל הַלֵב
    מספר excitations 1
    משך הסריקה סה"כ (דקות: שניות) 00:18
    מטוס אנטומיים (ים) צִירִי
    מספר פרוסות 11
    פורסים בעובי (מ"מ) 7.0 מ"מ
    פער הבין-פרוס (מ"מ) 0 מ"מ
    מטריקס רכשה 128 x 128 x 4
    מטריקס משוחזר 128 x 128 x 7
    שדה הראייה (מ"מ) 256 x 256 x 77
    גודל voxel משוחזר (מ"מ) 2.00 x 2.00 x 7.00
    בניגוד זמן החזרה (ms) 75
    זווית להעיף עירור (°) 22
    פעמים אקו (ms) {1.34, 2.87, 4.40, 5.93 ... 8.99}
    זווית להעיף עירור (°) 6
    shimming RF מסתגל
    סוג הודעה הקרטזיאני
    הדמיה במקביל SENSE (G = 1.3)
    רוחב פס / פיקסל (Hz / פיקסל) 1395.1

    לוח 5: פרמטרים המשמשים FW-MRI.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    מחלות שרירים כגון בניוון השרירים ו myopathies הדלקתית אידיופטית מהוות קבוצה של מחלות שאינן הטרוגני האטיולוגיה, כישויות בודדות, נדירים בהיארעות שלהם. לדוגמה, ניוון שרירים דושן - הצורה הנפוצה ביותר של ניוון שרירים - יש שכיחות של 1 ב -3,500 לידות של זכרים חיים 37,38; פרוטוקול Dermatomyositis, שאליו זו יושם, יש שכיחות של 1 ל -100,000 39. שכיחות קולקטיבית גבוהה יותר של מחלות אלו, לעומת זאת, שלהם לעתים קרובות סימנים פתולוגיים חופפים - ניוון, דלקת, חדירת שומן, נזק קרום, סיסטיק - לתמוך בפיתוח ויישום של מערך משותף של שיטות לאפיון כמותי מחלות אלו.

    QMRI הוא מסוגל לאפיין רבים של שינויים pathophysiological אלה הלא פולשני. כמו בכל שיטה מדעית, מחקרי qMRI חייבים להיות מיושמים במכוניתבאופן eful. בעיית היסוד היא בטיחות. כמו כן, כל שיטה qMRI המתואר כאן שייכה מקורות שגיאה; מסיבות מובנות, חשוב להבין ולהכיר את השגיאות האלו. לבסוף, חלק ניכר מן המדידות יש פרשנות מורכבת. נושאים אלה נדונים כאן. בהציגו את הדיון, נציין כי הפרוטוקול המובא כאן מתאר את מה שאנחנו מרגישים הוא הגישה הניסויית הטובה ביותר לענייננו. אנו מכירים בכך שאחרים עשויים יש דעות שונות, ידע נוסף, או יכולים לבחור לשקול את התוצאות האפשריות של אופטימיזציה הפרוטוקול שונה ממה שיש לנו. כמו כן, מערכת MRI של הקורא עשויה שלא לכלול את כל האפשרויות המתוארות הפרוטוקול הזמין; או הקורא יכול להיות אפשרויות נוספות שאינן זמינות על המערכת שלנו. רשמנו לפנינו את אלו היבטים של הפרוטוקול שלנו כבר מותאמים אישית מתוכנתים על המערכת שלנו. הקורא מומלץ לשקול את כל הספרות לחלוטין, לבחון את כל החלופות הרלוונטיות על מערכת המחשוב שלו / שלה,החלטות שתוצאתן הפרוטוקול הטוב ביותר עבור המטרות שלו / שלה ניסיוני.

    בעיות בטיחות MRI
    MRI משתמש מספר סוגים של שדות מגנטיים. עוצמת השדה ב 0 של המערכת בשימוש המחקרים שתוארו כאן הוא 3.0 טסלה, או כ -15,000 פעמים השדה של כדור הארץ של ~ 0.2 MT. שדות מגנטיים פעם RF 1) משמשים להציג אנרגיה למערכת הספין וליצור תופעת התהודה. שדות מגנטיים Gradient מופעלים לסירוגין במהלך רצף ההדמיה משמשים למטרות שונות. הם משמשים כדי ליצור קשר ליניארי בין תדירות NMR ו- המיקום המרחבי לצורך קידוד מרחבית משמשים גם כדי לחסל את מקורות לא רצויים של אותות.

    כל הסוגים הללו של שדות מגנטיים יש חששות בטיחות הקשורים אליו. חשש בטיחות העיקריים הקשורים בתחום B 0 הוא אcceleration של חפצים מגנטיים לעבר המגנט. שדה B 0 הוא תמיד נוכח. מכיוון עוצמת שדה מגנטי משתנה כפונקציה של 1 / ד 3, שבו d הוא המרחק ממקור השדה, העליות השדה B 0 במהירות ככל שמתקרבים מערכת MRI. אובייקטים פרומגנטי יכול להיות מואץ כלפי מערכת MRI עם אזהרה קטנה או לא ויכול לגרום לפציעה חמורה או מוות. לכן, הם חייבים להסירו ומאובטחים מחוץ לחדר MRI. וסכנות אחרות הקשורות בתחום B 0 הם המיקום של מגבילים נורמלים על חפצים מגנטיים מושתלים ומחיקה או ניזק אחר למכשירים רגישים מגנטי. שדות B 1 יכולים לחמם רקמות, ותוצאה זו עשויה להשתפר בתחומים סביב אובייקטי מתכת מושתלות. שדות צבע יכולים לגרום זרמים חשמליים באובייקטים מוליכים (כגון עצבי מכשירים רפואיים מושתלים). המיתוג של שיפועשדות גם מייצרים פוטנציאל רעש אקוסטי קולני ולא נעים. רשויות רגולטוריות ממשלה יש להציב הגבלות חמורות על רמות משכי חשיפה לסוגים שונים אלה של שדות מגנטיים, מערכות הדמית אדם יש בקרות תוכנה מהותיות המבטיחות עמידים בהנחיות אלו.

    הקורא צריך לדעת כי הצגה זו היא קצת שטחית. היא המוטלת על כל האדם הקשורים בדיקות MRI כדי להיות מודע באופן מלא את כל בעיות הבטיחות הרלוונטיות וכיצד ניתן למנוע תאונות. כמו כן, כל האדם הקשורים בדיקות MRI צריך להיות מוקרן עבור מסוכנים מתכות מושתלות או מכשירים רפואיים.

    הגבלות סגנון חיים טרום בדיקה
    הפעיל כמה שיותר שליטה ניסיונית מעל התנהגויות סגנון חיים מראש בדיקות ככל האפשר הוא מרכיב חשוב של פרוטוקול זה. המקרה של מדידות T 2 מסופק כדוגמה למה שליטה זונחוץ. T 2 נחשב סמן ביולוגי MRI מובילה של המחלה התוקפת 40. עם זאת, פרוטון מי שריר T 2 יכול להיות מורם מכמה סיבות. במחקרים qMRI למחלות עצב-שריר, T 2 נמדד בנוכחות FS הוא בחזקת בדרך כלל לשקף מצב של דלקת כרונית הקשורים חומרת המחלה, ואילו הלא-FS T 2 יכול גם לשקף חדירת שומן. עם זאת, T 2 יכול גם לעבור גבהים לטווח בינוני בשל תרגיל האקסצנטרי 41, אשר עשוי להשפיע חולים נבדקים בריא אחרת 42. מסיבה זו, החוקרים ממליצים הגבלת פעילות גופנית מתונה או כבדה במשך 48 שעות לפני הבדיקה. T 2 יכול גם לעבור גבהים קצרים-מועד כתוצאת התקפים חריפים של פעילות גופנית 43,44. עבור חולה עם אובדן שרירים חמורים, הליכה עלולה להוות פעילות גופנית אינטנסיבית מספיק כדי להעלות T

    קליטת נתונים וניתוח: נושאים כלליים
    נקודה חשובה היא כי בדיקות טייס זהיר, ראשונות בבני אדם בריא ולאחר מכן בבני אדם עם המחלה של עניין, הן חיוניות. אפשרויות ניסיוני רבים הם מאוד ספציפיות למערכת MRI (כולל אך לא מוגבל ל- B 0 עוצמת השדה, shimming אסטרטגיות, אפשרויות סליל RF, כוח שיפוע השדה המגנטי המרבי, ואת הזמינות של אפשרויות מתקדמות כגון צורת הדופק RF). רצף ספציפי מטרות בדיקות טייס מתוארות להלן. נושאים אחרים שמשפיעים על איכות נתונים ביולוגיים בטבע, כגון הסוג של מחלה ואת הסוגים הצפויים של פתולוגיה, גיל של אוכלוסיית החולים, ואפילו חלק הגוף להיות צלם. כל הגורמים הללו יש לשקול במהלך הפיילוט testing.

    במהלך רכישת נתונים עצמו, בעיה נתקל לעתים קרובות היא תנועה. חלק ההדמיה של הפרוטוקול המובא כאן יכול לדרוש ככל שעה אחת. חלק הרצפים (כגון הדמית הד מישורים) הם רגישים תנועה בתפזורת; רצפים אבל אחרים הם ארוכים, דורשים יישור תמונה מדויק לאמידת פרמטר מדויקת, ו / או יש אותות כי הם מיסודם תנועה רגישה. כפי שצוין בפרוטוקול, נוקט צעדים כדי להנחות את המשתתף ולקדם שלו / הנוחות שלה היא דרך חשובה כדי למנוע הן תנועות רצוניות ובלתי רצוניות. אסטרטגיה נוספת היא להגביל תנועה עם ריפוד בעדינות, אבל ביעילות, להציב רצועות לצרף למיטה החולה. טכניקות רישום תמונה זמינות עבור שלאחר עיבוד; בגלל השרירים הם איברים deformable בקלות, טכניקות רישום שאינו נוקשה לעיתים קרובות נדרשים. רישום חדרים נוקשה תמיד יידרש שיטות הדמיה דיפוזיה מבוססות על הדמית הד מישורים.למרות התועלת הכללית של טכניקות רישום תמונה, כל שיטה למניעת תנועה או צמצום חפץ תהיה עדיפה על פתרונות הדורשים שלאחר עיבוד נרחב. הגדרת אסטרטגית תנועת הפחתת המחיר הטובה ביותר זמינה באוכלוסיית נושא הריבית צריכה להיות מטרה עבור בדיקות טייס.

    שחזור טוב דורש עקביות של מיקום פרוס. בשלבי הפרוטוקול, נתאר התייחסות לתפקיד הפרוסה ציונית דרך אנטומיים לשחזור. אסטרטגיה יעילה עבור זה בירך היא להשיג תמונות עטרה של הירך כולו, המתיר להדמיה של עצם הירך כולו. כלי ניתוח תמונה על מערכת MRI כוללים בדרך כלל פונקצית שליט דיגיטלית. זה יכול לשמש כדי למדוד לנקודה מסוימת (כגון נקודת האמצע) של ראש עצם הירך ואת condyles הירך, ולמקם את עמדת מרכז הערימה פרוסה שם. הליך זה מומחש וידאו.

    הומוגניות <em> B 0 ו- B 1 שדות הם בעיות בלתי נמנעות MRI, אך אסטרטגיות קיימות להפחתת הרמות של הומגניות. אסטרטגיה בסיסית היא לאתר את חלק הגוף להיות צלם ליד או של מרכז המגנט. הפרוטוקול המובא כאן כולל את שגרת shimming B 0 כי, בחוויה של המחברים, הן יעילות ביותר עבור תנאי ניסויים אלה. מכיוון המשתתף רשאי להעביר במהלך הפרוטוקול, shimming B 0 חוזר כחלק מצעדי הכיול עבור כל רצף. כמו כן, רבים של הרכישות להשתמש בטכניקות הדמיה במקביל להאיץ רכישת אות ובכך לצמצם את ההבדלים תלויי Δ B 0 באבולוציה שלב הגורמות לעיוותים בתמונה. מכיוון סליל שידור RF המועסקים מחקרים אלה מכילים שני אלמנטים סליל, שיטות shimming B 1 יכול לשמש ומתוארות בפרוטוקול. בנוסף, הפרוטוקול כולל &# 916; B 0 רצפי מיפוי שדה nutation זווית לבקרת איכות בזמן אמת. הפרוטוקול המתואר לעיל כולל את העמידות ב Δ B 0 וזווית nutation מקובלות עבור תנאי הניסוי, הצורות דופקות RF, וערכות מקלקלת שיפוע המתוארים כאן. אלה נקבעו בדיקות טייס מחדש להדגיש את הערך של פיתוח פרוטוקול זהיר.

    בפועל, ייתכנו מספר מצומצם של אסטרטגיות זמינות בזמן אמת כדי להשפיע על "שדות B 0 ו- B 1 homogeneities, תוך שמירה על עקביות המתודולוגיים הכרחית בתכנון ניסוי טוב. משתמשים ולכן מומלץ לחקור את כל האפשרויות העומדות בפניהם עם בדיקות טייס יסודית, בסופו של דבר הגעתו אסטרטגיות יעילות ובאופן כללי ישים עבור האוכלוסייה נושא ריבית. B 0 אפשרויות shimming כוללים שיטות איטרטיבי כי מ 'inimize פרמטר כגון הקו-רוחב של שיא המים בגובה שיא חצי מקסימלית ושיטות לחשב את הגדרות ערוץ shim האופטימליות בעזרת מפת Δ B 0. השיטות לשעבר יכולות להתבסס על רכישה הלא מקומי או, כמו בפרוטוקול מתואר כאן, רכישת אות מאמצעי אחסון מקומי. המטרות לבדיקת טייס של אפשרויות shimming B 0 כוללות את האסטרטגיה הכללית הטובה ביותר (מבוססת התמונה לעומת איטרטיבי), כמו גם את הפרטים של מהי הדרך הטובה ביותר להגדיר את האזור של עניין עבור shimming. הקורא מומלץ לשקול גורמים כגון הגודל והכיוון של הנפח של עניין, את הסכומים היחסיים של שריר ושומן לכלול בהיקף shimming, וכיצד מעבר מחסנית הפרוסה שמה. כדאי לבחון את ההשלכה בתוך פרוסה של נפח shim בכל פרוסה להיות צילמו.

    במקרה של השדה B 1, הסוג של סלילי RF משמש לשידורהקבלה ועל סוגי קטניות RF בהם נעשה שימוש הם הגורמים החשובים ההומוגניות השדה. הפרוטוקולים המתוארים הלוחות כוללים את הפרמטרים הדופקים RF שמצאנו אופטימלי עבור תנאי הניסוי שלנו. לגבי בחירת סליל, הפרוטוקול המתואר כאן משלב העברת נפח נפרד ויקבל בלבד סלילי נפח. סליל ההילוכים הוא סליל נצב הגוף כי הוא מובנה בתוך המערכת, ויוצר שדה הומוגנית יחסית B 1 על פני אזור האנטומי גדול. בהתאם לאזור אנטומי להיחקר, ייתכנו במגוון לקבל אופציות סליל; במקרה שלנו, בדיקות טייס הראו סליל לב השישה-אלמנט, מערך המופע להיות הפתרון הטוב ביותר הזמין. אפשרויות זמינות אחרות כוללות סלילי שטח שילוב הילוכים / לקבל סלילי נפח. סלילי Surface מוגבלים עומק החדירה של השדה B 1 ואנחנו בדרך כלל לא ממליצים על השימוש בהם יישומי הדמיה. הקומבינאטשידור יון / לקבל סליל עוצמת שמע עשוי להציע ההומוגניות ביצועי יחס טוב אות לרעש (SNR) ו- B 1 מ סליל נצב גוף מובנה, אך אינם זמינים עבור כל האזורים האנטומיים. הערה אחרונה היא שכאשר סלילי-מערך מופע זמין, הם להתיר את השימוש בטכניקות הדמיה מקבילות להאיץ רכישה ולצמצם עיוותים מרחביים בטכניקות כגון הדמית הד מישורים. רווחים אלה מגיעים עם עונש SNR, לעומת זאת, ולכן בדיקות טייס צריכות להיות מופנות כלפי מציאת הפתרון המספק איכות תמונה הכוללת הטובה ביותר.

    אבל בגלל אסטרטגיות אלה לא לגמרי מפצה על שדות הומוגניות B 0 ו- B 1, שימוש אחר של Δ B 0 ומפות שדה זווית nutation נמצא שלאחר עיבוד. מפות אלה יכולים לשמש כדי לשפר את החישוב של כמה פרמטרים כמותיים או לתקן עיוותים בתמונה. אבל כמה Δ B 0 </ em> - ו B 1 בעיות -related לא יכול להיות מלא או אפילו חלקית לתקנה אצל שלאחר עיבוד. כמה דוגמאות כוללות מופחת יעילות של שיטות FS, עיוותי תמונת ברוטו בטכניקות כגון הדמית הד מישורים, אות נמוכה, יעילות refocusing עניה במדידות T 2 או שיטות FSE, ויעילות היפוך עניה במדידות T 1. שוב, בדיקות טייס קפדניות צעדי בקרת איכות בזמן אמת חיוניות.

    רבים מן הרצפים להשתמש דיכוי שומן-אות או עירור סלקטיבי מים כמנגנון למניעת זיהום אות שריר על ידי שומן ו / או לצמצום קיומו של חפצים הנגרמים על ידי תדרי התהודה השונים של פרוטונים במי שומנים. כאשר FS משמש, שילוב של עד שלוש שיטות מועסק. האותות אליפטיות מופחתים או בוטלו באמצעות התאוששות היפוך adiabatic סלקטיבית ספקטרלית (Spair) הדופק, אשר סלקטיבי inverts האותות הללו.כמו האות מתאושש ערך אות של -M 0 כלפי M + 0, יש תקופה שבה האות נטו שווה לאפס. נתוני ההדמיה נרכשים בשלב nulling האיתותים. יצוין כי בנקודה זו בזמן תלויה פרמטרים כגון זמן החזרה ומספר הפרוסות, ולכן חייב להיות מותאמת בנפרד עבור כל רצף במהלך תהליך בדיקת טייס. כמו כן, את רוחב הפס של דופק Spair צריך להיות רק רחב מספיק כדי לחסל אותות שומן, כך שהפחתת משרעת אות מים נשמרת עד למינימום. נקיטת צעדים על מנת למקסם את אחידות B 0 תהיה מועילה בעניין זה. רבים מן הרצפים גם להשתמש דופק הרוויה על תהודת פרוטון olefinic 45; הדופק זה מוחל מיד לפני רצף הדמיה. במידת האפשר, טכניקה היפוך שיפוע משמש. בשיטה זו, הסימן של שיפוע בחירת הפרוסה מתהפך בין הפולסים בחירת refocusing הפרוסות; זה קאוses מאותת רחוק-תהודה ממים לא להיות ומיקד. יתרון נוסף של גישה זו הוא כי בניגוד לשיטות מבוססות RF, היפוך שיפוע אינו מאפשר אותות שומן להתאושש ידי הרפיה אורכת במהלך רכבת דופק RF. אסטרטגיות נוספות, כגון שיטות מבוססות דיקסון 46, זמינות אף הם.

    אחת מבעיות נפוצות בניתוח נתונים הן האם להשתמש מתכוונים ניתוחי אות ROI (שבו אותות החזר על השקעה שלך הם ממוצעים ואחר כך רכיב למודל) או ניתוחים מבוססים פיקסל (שבו הולם המודל מתרחש על פיקסל אחר פיקסל סטטיסטיקת בסיס, ולאחר מכן מחושבת עבור הפרמטרים המצוידים). היתרון של השיטה לשעבר הוא כי מיצוע אות משפר את יחס אות לרעש יעיל. אם SNR המהותי הוא נמוך, אז אסטרטגיה זה עשויה לעזור למנוע את ההשפעות הטיית-פרמטר של רצפת הרעש. היתרון של הגישה השנייה הוא כי ההטרוגניות המרחבית היא תכונת פתולוגי משותפת של פרעות תוקפות. על ידי T הולםהוא מעריך על בסיס פיקסל אחר פיקסל, ההטרוגניות זה יכול להיות מוערך להשתמש בהם כדי לאפיין היבטים נוספים של פנוטיפ המחלה. אם היתרי SNR סוג זה של ניתוח כדי להיות שנעשה כדין, המחברים ממליצים על גישה זו. מחקר שנערך לאחרונה על ידי Willcocks ועמיתיו ממחיש את הערך של גישה זו בניטור התקדמות המחלה 47.

    קליטת נתונים וניתוח: סוגיות רצף ספציפי הדמיה
    הפרוטוקול משתמש בשיטות התאוששות היפוך עבור מדידה חזקה של T 1. הגבלה מעשית של מימושים רבים של רצף התאוששות ההיפוך היא זמן סריקה כולל ארוך. הרצף בשימוש בפרוטוקול זה משתמש הודעה תלת ממדים, מהירה, הנמוכה זוית Shot (FLASH), סכום צנוע של אצת הדמיה במקביל, השהיה קבוע-מראש רצף מופחת כדי להקטין את זמן הסריקה הכולל פחות משתי דקות. שבע פעמים היפוך נדגמים במרווחים משוערטור גיאומטרי ly בין 50 ל -6,000 ms. דגימות אסטרטגיה זו עקומת אות היפוך-ההתאוששות בתדירות הגבוהה ביותר במהלך אותם חלקים של התאוששות האות כאשר נגזרים הזמן של האות גבוהה ביותר. רצף חוזר על עצמו עם ובלי FS בגלל דלקת וחדירה שמנים יש תופעות בלבול על T פרוטון הכולל 1: דלקת מגבירה את המים T 1, בעוד שומן יש T נמוך 1 ממים. כך למדידת הן T 1 ו- T 1, עזרי FS בפרשנות של הנתונים כי הוא מאפשר לאדם לפתור בין השפעות מנוגדות אלה של חדירת שומן ודלקת על T 1. להערכת פרמטר מושגת באמצעות שאינו ליניארי, שיטות רגרסיה רבועות לפחות בחבילת תוכנה מחשוב מדעית.

    מדידות 2 T מתבצעות תחת FS ותנאים שאינם FS כמו גם, גידולד מסיבה דומה: דלקת ושומן כל יכול להגדיל את T 2. בנוסף לדלקת, תהליכים פתולוגיים כגון הזרמת דיסק Z והפסדי קרום שלמות היו צפויים גם להשפיע על ערכי המים T 2. למרות המדידה היא T 2 ו- T 2, FS לא יכול להבחין בין כל המקורות הללו של פתולוגיה, הנוהג הזה עושה להרשות פירוש תוצאות מוגברות של הנתונים בהתאם לפתרון בין פתולוגיה הכללית שריר רקמות ספציפיות. אסטרטגיה חלופית למדידת ערך מים בלבד T 2 היא להשתמש 1 ספקטרוסקופיה H MR למים נפרדים מן השומנים על הציר הכימי המשמרת של הספקטרום. למרות גישה זו יש רזולוציה מרחבית נמוכה משמעותית הדמיה ועשויים להיות כפופים לשיקול המשתמש הסובייקטיביות לגבי מיקום עוצמת הקול במהלך רכישת נתונים, הוא מספק דרך שאינה משתמעת לשתי פנים על מנת להפריד בין מיםאותות שומנים.

    הפרוטוקול למדידת T 2 המוצגת כאן מעסיק מספר שיטות למתן חלק מקורות נפוצים של שגיאות T 2 מדידות, כלומר ב 1 הומגניות ועוררו היווצרות הד מן פולסים refocusing מושלמים. הדים מגורים נוצרים על ידי שילוב כלשהו של שלושה פולסים הלא-180 °. בהתחשב בכך מידה מסוימת של הומגניות B 1 תמיד קיימת, וכי רכבות רבות-הד משמשות כדי לטעום את ריקבון אות התלוי T 2, מגורה הדים הם מקור פוטנציאלי משמעותי של שגיאה במדידות 2 T. האסטרטגיות משמש כאן לחסל מגורה היווצרות הד לכלול את השימוש של רכישת פרוסה אחת, רצף אופטימיזציה של הדרגתיים ספוילר לפני ואחרי פולסים refocusing 48, הד ליניארי ריווח 49, ואת השימוש ב 1 -insensitive "גרסה-S "רכיבי מדיהrefocusing באתר דופק 50, אשר מפחית את החפצים הנגרמים על ידי משמעותית refocusing המושלם תוך מתן רוחב פס מספיק עבור refocusing שני אותות מי שומנים. בבדיקת טייס, צפינו כי תכנית קלקול אופטימיזציה ואת דופק גרסת S משמעותית את המראה של הדים מגורים. נציין כי שני החפצים האלה כבר מתוכנים במיוחד על המערכת שלנו. דופק גרסת S מגדיל את שיעור הספיגה הסגולי (SAR) של אנרגית RF; ולכן TR ארוך מרווח הבין-הד גדול נדרשים להישאר בגבולות הבטיחות עבור SAR. עם זאת, החוויה של המחברים היא כי אימן גם, חולים נוחים יכולים להישאר עדיין מספיק במהלך הדקות ~ 12. זמן סריקה הכולל. כמו כן, הערך המרווח הבין-הד 14 ms מספיק כדי לזהות הרפיה רבה מעריכים, כאשר היא קיימת. גישה חלופית, לא עובדת כאן, היא לכלול להפנות את עיקר יעילות דופקת ועורר הדים לתוך פיטing 38,28, אשר יספק מפה B 1 ולהתיר רכישות רבות פרוסות 39. הקורא הוא התייחס גם לכמה ניירות האחרונות המתאר יישום ופרשנות של T 2 מדידות במחלת שרירים, המספקים כמה דומה וכמה המלצות שונות לגבי שיטות אלה 40,51.

    הפרוטוקול המובא כאן משתמש בשיטה הרוויה פעמה הדמית qMT. אמנם ישנם חמישה פרמטרים מצוידים המופקים, רק PSR מדווח. הסיבה לכך היא כי ארבעת הפרמטרים האחרים הם או מוערך יותר על ידי שימוש בשיטות אחרות (כגון T 2 של בריכת מים בחינם) או חוסר רגישות פתולוגי (כגון שער החליפין בין בריכות 52,53). בהשוואה לשיטות qMT אחרות, כיסוי 3D יכול להיות מושג בתוך פרק זמן ריאלי קליני עבור שיטת הרוויה הדופקת. יתרון נוסף לגישת qMT זה com שלהpatibility עם השיטות הדופקות הבינומי מרחבית-ספקטרלי עבור עירור מים-סלקטיבית, אשר נמצאו לדכא> אותות שומן 95% לאורך כל התמונה. שניהם הדופק עירור סלקטיבי המים פולסים הרוויה מחוץ תהודה הותאמו אישית על המערכת שלנו. סימולציות נומריות קודמות 54 הראו כי מרכיב שומן נוסף לאות רשאי אומדני פרמטרי ההטיה qMT; ובכך FS מומלץ תמיד הדמיה qMT ב שרירי השלד. כפי שציינו קודם לכן, מוגזם B 1 הומגניות ותנועה חפצים יכול אומדני הפרמטרים הטיה qMT גם כן.

    פרוטוקול DT-MRI מיושם עם לב עיוותי מרחביים הדמית הד מישורים, SNR, ו- b -Value. הנה, עיוותים מרחביים מופחתות באמצעות הדמיה במקביל, ותקנו ב שלאחר עיבוד באמצעות רישום מאוחד. כפי שצוינו בעבודות קודמות, ה- SNR ו b -Value להיות השפעות אינטראקטיביות על estimation של D 55-57, עם ערכים SNR נמוך וכתוצאה מכך אמידה במיוחד שגויה של λ 1, λ 3, נ 1, ו FA 55,57-59. בשריר, דרישות SNR לאמידה מותחת מדויקת נמוכות ביותר ב הטווח = 435-725 s / mm 2 55-57,60. למרות מחברים אחרים 61,62 דיווחו על תוצאות חיוביות משימוש denoising גישות השריר DT-MRI, ROIs הגדול נתח בפרוטוקול זה יש מיצוע אות מספיק כדי לא לדרוש צעדים נוספים אלה. הקורא נקרא כמה ביקורות על הנושא של יישום מיטבי של שיטות DT-MRI 56,63.

    לבסוף, כמה אזהרות ומקורות של שגיאה הקשורה כמותיים FWMRI מצוינים. ראשית, האלגוריתם ההולם FattyRiot אמץ כאן מניח ספקטרום שומן ספציפי עם תשע פסגות במקומות קבועים ו -64 אמפליטודות יחסית. Spectru שומן להניחמ 'הוא לא התאים באופן מושלם אל נכון בספקטרום vivo, אשר ישתנה מנושא לנושא; עם זאת, לפתרון עבור ספקטרום שומן שרירותי אינו מעשי עם מספר קטן של הדים. שנית, האלגוריתם מתאים עבור גורם * ריקבון יחיד R 2 המשותפים לשני אותות מים ושומן. זה ידוע כי התעלמות מוחלטת R 2 * מקעקע מדידות שבריר אות שומן כמוני, וכי ראוי עבור יחיד R 2 * ריקבון הוא 65 נאות. עם זאת, * R 2 המדויקים של פסגות שומן מי הפרט משתנה. אלגוריתמי הפרדה שלישיים, FWMRI באמצעות תמונות מורכבות פגיעים הומגניות שדה חמור B 0 שיכול לגרום misclassification של אותות שומן ומים. בנוסף באמצעות אלגוריתמים חזקים מוגבלים מרחבית, מרווח הד קטן מאפשר לכידת וריאציות שדה B 0 גדולות. אלגוריתמים באמצעות תמונות גודל הם חזקים יותר presencדואר של הומגניות שדה B 0, אבל הם סובלים עונשי SNR. אלגוריתמים באמצעות תמונות מורכבות ניתן מבולבלים גם על ידי זרמי מערבולת או כל השפעה בשלב המשתנים עם זמן אחר. תופעות שלב מבלבלות כאלה הן בדרך כלל גרועים ביותר עבור ההד הראשון ברכבת הודעה מרובה הד ניתן למתן על ידי התעלמות הדים כאלה פשוט. לחלופין, בסדר גודל מעורב מודל אות מורכב יכולים להיות מאומץ 66. משתמש באלגוריתמי FWMRI שלוקחים תמונות מורכבות כקלט כדאי להימנע ממקורות אחרים של הפרעות הפוטנציאל של התמונות המורכבות כמו תיקונים מיושמים בצנרת שחזור תמונה על סורקי MRI מסחריים רבים. תיקונים בשלב כזה צריכים להיות מנוטרל, או המשתמש צריך לשחזר תמונות ישירות מן הנתונים הגולמיים המקוריים. לבסוף, כל הערכה של שבריר שומן באמצעות FWMRI היא למעשה הערכה של שבריר אות בשומן, ולכן מושפעת מכל גורם כי דיפרנציאלי מאזני אותות השומן או מים. ה- T 1 T 1 -weighting היא פונקציה של T 1, TR, וזווית עירור nutation. T 1 הטיה באומדני שבריר אות שומן הוא גרועה ביותר עבור ווקסלים עם שילוב כמעט שווה של מים ושומן. הגדלת TR או הקטנת זווית nutation יכול למזער את ההטיה. הטית T 1 יכולה גם להיות מתוקנת למפרע תוך שימוש בערכי T 1 הניח עבור מים ושומן, כפי שאנו עושים כאן (1.4 s ו- 0.3 של מים ושומן, בהתאמה), או ערכים נמדדים.

    גיבוש פרוטוקול / בחירת רצף
    כפי שציינו קודם לכן, הנוף פתולוגיים שריר הוא נושא מורכב. FWMRI היא ייחודית בין המדידות בפרוטוקול זה כי יש לו פרשנות שאינה משתמעת לשתי פנים. כאמור, רב של הסמנים הביולוגיים qMRI האחרים נמדדו יש כאן בסיס פתולוגי שאינו ספציפי כי לעתים קרובות incמרגיעים בצקת אך יכולה גם לכלול חדירה שומן, סיסטיק, נזק קרום, ושיבוש sarcomeric. יודגש כי חלק רגישויות אלה עדיין רק שערו להתקיים. יש כמות ניכרת של עבודה שצריכה להיעשות כדי להדגים, כמותית, את החשיבות היחסית של תהליכים פתולוגיים אלה ואחרים או קובע לכל סמן ביולוגי qMRI. עם הבנה כזו, הגישה הרב-פרמטרית המתואר כאן עשוי לאפשר, באמצעות שילוב של משתנים, תיאורים ספציפיים יותר של פתולוגיות הפרט.

    לחלופין, הקורא יכול לבחור להתאים את הפרוטוקול על ידי בחירת קבוצת משנה של המדידות המוצגות כאן. לדוגמה, הערך המוסף של FS ומדידות-FS הלא הוא כנראה נמוך בתנאים לא מאופיין החלפת שומן של השריר. זה יכול לאפשר זמן הדמיה מופחת עבור המטופל, מדידות נוספות להתבצע (כגון ספקטרוסקופיה MR, הדמיה זלוף MRI, וכו < / Em>), או חלקי גוף נוספים להיות צילמו. כמו במחלות רבות השריר נוכחיות בצורה הפרוקסימלי ל-דיסטלי, הפרוטוקול המתואר כאן מיושמות הירכיים, כמחלה באזור זה עשויה לספק סמן מוקדם של מעורבות מחלה. עם זאת, מדידת פתולוגיה בשני האזורים הפרוקסימלית ומ דיסטלי עשויה לאפשר אמצעים משופרים של התקדמות מחלה.

    מסקנות
    לסיכום, פרוטוקול qMRI זה מאפשר הערכה כמותית של בצקת, חדיר שומן, וניוון, אשר שלושה מרכיבים פתולוגיים עיקריים של פרעות תוקפות. על ידי שילוב של אוסף רחב של מדידות (T 1, T 2, דיפוזיה, qMT, FWMRI), את פירוש התוצאות של הנתונים הוא גם הרחיב והעמיק. כאשר תשומת לב קפדנית משולמת מקורות פוטנציאליים של שגיאה, גישה זו יכולה בודדת ומדויקת לאפיין מספר מרכיבים עיקריים של המחלה התוקפת.

    ss "> p.p1 {margin: 0.0px 0.0px 0.0px 0.0px; font: 14.0px Helvetica; color: # 3a3a3a} span.s1 {font: 11.0px Helvetica}

    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