Количественный магнитно-резонансная томография скелетных мышечных заболеваний

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

Нервно заболевания часто демонстрируют, изменяющуюся во времени пространственно неоднородной, и многогранный патологии. Целью данного протокола является характеристика этой патологии с использованием неинвазивных магнитных методов резонансной томографии.

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

Количественный магнитно-резонансная томография (qMRI) описывает развитие и использование МРТ для количественного определения физических, химических и / или биологических свойств живых систем. QMRI требует, чтобы один принять биофизической модель для системы, состоящей из интересующей ткани и последовательности импульсов МРТ. Последовательность импульсов предназначен для информирования интенсивности сигнала образы 'параметру интереса к модели. МРТ свойства сигнала (амплитуды сигнала, частоты и / или фазы) измеряются и анализируются в соответствии с моделью. Цель состоит в том, чтобы произвести объективную, количественную оценку физического или биологического параметра, имеющего непрерывно распределенные, физические единицы измерения. Часто уравнения, описывающие систему анализируются и устанавливаются на основе пиксель за пикселем, создавая изображение, значения которого пикселя непосредственно отражают значения переменной. Такое изображение называется параметрической карте.

Обычное использование qMRI является dАЗВИТИЕ и применение биомаркеров. Биомаркеры могут быть использованы для исследования механизма заболевания, установить диагноз, определить прогноз, и / или оценить терапевтический ответ. Они могут принимать форму концентрации или деятельности эндогенных или экзогенных молекул, гистологического образца, физическая величина, или внутренний образ. Некоторые общие требования биомаркеров, что они объективно измерять непрерывно распределенной переменной с использованием физических единиц измерения; иметь четкий, хорошо понимают взаимоотношения с патологией интересов; чувствительны к улучшению и к ухудшению клинического состояния; и может быть измерена с подходящей точностью и точностью. Неинвазивные или минимально инвазивные биомаркеры особенно желательно, так как они способствуют комфорт пациента и минимально нарушать патологии интерес.

Цель разработки изображений на основе биомаркеров для болезни мышц, чтобы отразить болезнь мышц способами, которые комплементарнаяу к, более конкретно, чем, более пространственно селективным, чем, и / или менее инвазивными, чем существующие подходы. Одно главное преимущество qMRI в этой связи является то, что она имеет потенциал для интеграции нескольких типов информации и, таким образом, потенциально характеризуют многие аспекты процесса заболевания. Эта способность очень важна в мышечных заболеваний, которые часто обнаруживают пространственно переменную, сложную патологию, которая включает воспаление, некроз и / или атрофии с заменой жира, фиброз, нарушение функций myofilament решетки ( "Z-диска потоковой передачи"), а также повреждение мембраны , Еще одним преимуществом методов qMRI является то, что качественные или Полуколичественные описания контраста на основе МР-изображений отражают не только патологии, но и различия в параметрах захвата изображений, аппаратные средства, и человеческое восприятие. Примером этого последнего вопроса была продемонстрирована Wokke и др., Который показал , что Полуколичественные оценки жировой инфильтрации весьма разнообразны и часто неправильно, WКурица по сравнению с количественным MRI жира / воды (FWMRI) 1.

Протокол , описанный здесь , включает в себя последовательности импульсов для измерения продольной (T 1) и поперечные (T 2) постоянные времени релаксации, количественного переноса намагниченности (QMT) параметры, коэффициенты диффузии воды с использованием тензора диффузии МРТ (ДТ-МРТ), а также структура мышц с использованием структурные изображения и FWMRI. T 1 измеряют с помощью последовательности инверсии восстановления, в которой суммарный вектор намагниченности перевернутую и его величина дискретизируется как система возвращается в состояние равновесия. Т 2 измеряется многократно перефокусировав поперечной намагниченности , используя череду перефокусировкой импульсов, таких как метод Карра-Перселла Meiboom-Gill (CPMG), и отбора проб результирующие спин-эхо - сигналы. T 1 и Т 2 данные могут быть проанализированы с помощью нелинейных кривых закрывающейся методы , которые либо предполагают ряд exponential компоненты априори ( как правило , от одного до трех) , либо с помощью линейной обратной подход , который соответствует полученным данным в сумме большого числа разлагающихся экспонент, в результате чего в спектре амплитуд сигналов. Такой подход требует решения 3 неотрицательным методом наименьших квадратов (NNLS), и , как правило , включает в себя дополнительную регуляризацию для получения стабильных результатов. Т 1 и Т 2 измерения были широко используются для изучения мышечных заболеваний и травм 4-9. T 1 значения , как правило , уменьшается в жировой инфильтрации регионах мышцы и повышен в воспаленных регионах 4-6; Значения T 2 возводятся в обоих обезжиренных и проникали воспаленных областей 10.

QMT-МРТ характеризует свободную воду и полупроводниковое как высокомолекулярные бассейны протонов в тканях путем оценки соотношения макромолекулярных к свободных протонов воды (соотношение размер пула, PSR); характеристическая расслабитьсятемпы Ation этих бассейнов; а темпы обмена между ними. Общие подходы включают QMT импульсного насыщения 11 и селективные методы 12,13 инверсии восстановления. Протокол ниже описывает использование импульсного подхода насыщения, который использует широкую ширину линии макромолекулярном протонного сигнала, относительно узкой ширины линии сигнала протона воды. Насыщая макромолекулярную сигнал на резонансных частотах достаточно отличных от сигнала воды, сигнал воды уменьшается в результате переноса намагниченности между твердыми и свободными бассейнах вода протонов. Данные анализируют с помощью количественного биофизической модели. QMT был разработан и применен в здоровых мышцах 14,15, а в последнее время появились абстрактные описания его реализации в мышечных заболеваний 16. QMT был использован для изучения мелких животных моделях воспаления мышц, в котором было показано , что воспаление уменьшает PSR 17. Поскольку MTотражает как высокомолекулярные и воды содержимое, данные MT могут также отражать фиброзом 18,19.

DT-МРТ используется для количественного определения анизотропную поведение диффузии молекул воды в тканях с упорядоченными, удлиненные клетки. В ДТ-МРТ, диффузия воды измеряется в шести или более разных направлениях; Затем эти сигналы установлены на тензорной модели 20. Тензор диффузии, D, диагонализируется для получения трех собственных значений (которые являются тремя основными температуропроводности) и три собственных векторов (которые указывают направления , соответствующие трем коэффициентов диффузии). Эти и другие количественные показатели , полученные из D предоставляют информацию о структуре ткани и ориентации на микроскопическом уровне. Свойства диффузии мышц, особенно третье собственное значение D и степень анизотропии диффузии, отражают воспаление мышц 17 и повреждение мышц вследствие экспериментальной травмы 21, штамм травмы 22, и болезнь 23,24. Другие потенциальные влияния на диффузию свойства мышц включают изменения в диаметре 25 клеток и изменения проницаемости мембраны.

И, наконец, атрофию мышц, без или без макроскопической жировой инфильтрации, является патологическим компонентом многих заболеваний мышц. Атрофия мышц может быть оценена с использованием структурных изображений для измерения мышечной площадь или объем поперечного сечения и FW-МРТ для оценки жировой инфильтрации. Жировая инфильтрация может быть качественно описано в Т 1 - Т 2 -weighted изображения 26, но жира и воды , сигналы лучше всего снимать путем формирования изображения, использующие различные резонансные частоты жира и воды протонов 27-29. Количественные методы жира / визуализации воды, были применены при мышечных заболеваний , таких как мышечная дистрофия 1,30,31, и может предсказать потерю передвижению у этих больных 31.

32. Протокол включает в себя стандартные последовательности импульсов, а также радиочастотная (RF) и объекты градиента магнитного поля, специально запрограммированным на наших системах. Авторы полагают, что этот протокол также применимо в других нервно-мышечных нарушений, характеризующихся мышечной атрофии, воспаления и жировой инфильтрации (такие как мышечная дистрофия).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Примечание: Напоминаем читателю, что все исследования с участием человека должны быть одобрены местным Институциональным наблюдательным советом (IRB) для использования человеческих субъектов в научных исследованиях. Участники исследования должны быть проинформированы о целях, процедурах, рисков и выгод предлагаемого исследования; наличие альтернативных методов лечения или процедур; наличие вознаграждения; и их права на частную жизнь и отозвать свое согласие и прекратить свое участие. До начала сессии тестирования МРТ, исследователь должен представить потенциальный участник исследования с IRB-утвержденного документа информированного согласия (ICD), объяснить его содержание, и попросить потенциального участника исследований, если он / она хочет принять участие в исследовании. Если да, то участник должен будет подписать и указать дату МКБ до завершения любого из этапов протокола здесь.

1. Действия До Дня тестирования

  1. Ограничение привычек образа жизни , которые могли бы посрамить Dата
    1. Попросите участника не выполнять умеренные или тяжелые упражнения в течение 48 часов перед тестированием. Попросите участника воздерживаться от чрезмерного рецепта лекарства и потребление алкоголя в течение 24 часов перед тестированием. Попросите участника воздерживаться от употребления табака или потребления кофеина в течение 6 часов перед тестированием.
    2. Перед тестированием подтвердить, что участник был совместим с этими инструкциями.
  2. Подготовка системы МРТ
    1. Обеспечить наличие всего необходимого оборудования, как указано в таблице материалов и оборудования.
    2. Определение протокола МРТ; Предложенные параметры находятся в таблицах 1 - 5.

2. День тестирования: Подготовка к МРТ сбора данных

  1. Скрининг поведения по безопасности
    1. Экран для потенциальных опасностей в среде МРТ при наличии МРТ безопасности-тдождь здоровья работника представить участник исследования с подходящей формой безопасности МРТ, как, например, найти на www.mrisafety.com.
    2. При наличии каких-либо имплантированными магнитных или чувствительных к магнитному полю объектов, убедитесь, что они безопасны для сканирования МРТ.
  2. Подготовка системы МРТ
    1. Убедитесь в том, что весь персонал удалили все магнитные и магнитно-чувствительные объекты перед входом в помещение, где находится система МРТ. Проводить эту проверку каждый раз, что кто-то входит в комнату МРТ.
    2. Подготовка системы МРТ путем размещения приемной катушки на пациента ложе системы МРТ. Кроме того, поместите матрас с листа и подушку с наволочкой на кровати. Есть ремни, доступные для размещения вокруг бедер и валики или подушки, чтобы место под колени.
    3. Запустите программный интерфейс, введите данные пациента, и открыть протокол формирования изображения.
  3. Поместите участнику исследования в таблице МРТ сканера <ол>
  4. Обратите внимание на участника исследования, как он / она проверяет его / ее лицо и одежду для чувствительных к магнитному полю объектов. Закрепите эти объекты вне помещения МРТ в запираемом контейнере. Введите номер МРТ с участником исследования сразу же после завершения этого шага.
  5. Расположите участника на кровати пациента в лежачем, ноги первой позиции. Поместите часть тела, чтобы быть отображены как можно ближе к средней линии стола, как практично. Место валики или подушки под коленями, чтобы обеспечить разгрузку для нижней части спины и положите подушку под голову. Чтобы ограничить движение, мягко, но эффективно обеспечить бедра, ноги и ступни и убедитесь, что участник комфортно.
  6. Поместите приемник катушку РФ вокруг бедер участника и подключить его к системе МРТ.
  • Проинструктировать участника и завершить заключительные шаги Предварительное тестирование
    1. Дайте инструкции о том, как общаться со следователями. Обеспечить рarticipant с защиты органов слуха и сигнальное устройство, которое может использоваться для вызова для внимания, если это необходимо. Попросите участника должны остаться еще во время и между всеми последовательностями изображений.
    2. Авансовые кровать пациента в МРТ сканера таким образом, чтобы часть тела, чтобы быть отображены выравнивается по центру сканера МРТ.
    3. После выхода из комнаты МРТ, подтверждают, что система связи пациент работает и видим, что участник комфортно. На протяжении всего протокола, регулярно общаться с участником, чтобы обеспечить его / ее комфорт и соблюдение инструкций.
  • 3. День тестирования: сбор данных МРТ

    1. Подготовительные шаги
      1. Поскольку система МРТ определяет инструментальные настройки и калибровки перед каждым последовательности изображений (центральная частота, приемник калибровки усиления и т.д.), контролировать эти процессы и обеспечить , чтобы каждый шаг выполняется correctlу.
      2. С помощью подходящего программного интерфейса, приобрести набор радиомаяков изображений (также известный как пилот или разведчик изображений); используя предложенные параметры , представленные в таблице 2.
      3. Определите, куда поместить кусочек центра для qMRI приобретения данных, путем определения областей повреждения и / или с помощью ссылки на положения среза относительно воспроизводимых анатомических ориентиров.
    2. Передачи и приема Coil шаги калибровки
      1. Для этих шагов, а также все последующие стадии обработки изображений, определяют область анатомии , в которой для оптимизации однородности статического магнитного поля (B 0), процесс , известный как "подкладок". Смотрите рисунок 1А для типичного размещения объема Шиммирование интереса (ВОИ) , используемый в настоящем исследовании.
      2. Если сканер МРТ имеет катушку передачи многоэлементного, приобретают калибровочный набор данных РФ.
      3. Если сканер МРТ имеет многоэлементного приемной катушки, приобретаютпространственную карту чувствительности катушек.
    3. Приобретать Структурная МРТ данных
      1. Приобретать высокое разрешение, мульти-срез, T 1 -weighted изображения , используя быстрое спин-эхо (FSE) последовательность; параметры обработки изображений , используемые в настоящем исследовании, приведены в таблице 1.
      2. Приобретать высокое разрешение, мульти-срезовый, T 2 -weighted изображения , используя последовательность FSE; параметры обработки изображений , используемые в настоящем исследовании, приведены в таблице 2.
    4. Сбор данных для реального времени контроля качества и внесения исправлений после обработки
      1. Приобретать трехмерных (3D) данных множества градиентных эхо для расчета карт B 0 поля. Параметры получения изображений , используемые в настоящем исследовании, приведены в таблице 3.
      2. Изучите карты полей, чтобы гарантировать, что нет никаких отклонений больше чем на ± 60 Гц (приблизительно 0,5частей на миллион в 3 Тесла) по изображению. Если они есть, принять альтернативный подход к подкладок (другой метод, по- разному размещению ВОИ и др.).
      3. Приобретать 3D-данные для расчета нутационных карт угла. Параметры получения изображений , используемые в настоящем исследовании, приведены в таблице 2.
      4. Изучите карты полей, чтобы убедиться, что там нет зон, которые отличаются чрезмерно от номинального угла нутации. Для РЧ импульсов, которые используются в этом протоколе отклонения более ± 30% от номинального угла нутации считаются чрезмерными.
    5. Приобретать qMRI данных
      1. Acquire 3D изображения для вычисления T 1, с использованием последовательности инверсии - восстановления. Параметры получения изображений , используемые в настоящем исследовании, представлены в таблице 3.
      2. Повторите измерение T 1 в присутствии подавления жира сигнала (FS; этот параметр abbreviaTed T 1, FS).
      3. Приобретать одного ломтика изображения для вычисления T 2, используя несколько спин-эхо последовательность. Используйте параметры изображения , представленные в таблице 3.
      4. Повторите измерение Т 2 в присутствии FS (T 2, FS).
      5. Приобретать 3D изображения для расчета параметров QMT, с использованием импульсного последовательности насыщения с ФС и параметры изображения , приведенные в таблице 4.
      6. Приобретать данные нескольких срезов для расчета параметров диффузионного тензора, используя ряд диффузионно-взвешенных изображениях. Параметры получения изображений , используемые в этих исследованиях , приведены в таблице 4.
      7. Приобретать 3D-данные для расчета жира / воды изображений, используя серию из шести градиентных-эхо изображений. Параметры получения изображений , используемые в этих исследованиях , приведены в таблице 5.
    6. После завершения работы qMRI протокола
      1. Гарантировать, чтовсе изображения надлежащего качества путем изучения их потенциально корректируемых артефактов и путем измерения достаточное отношение сигнал-шум.
      2. Для каждого набора данных qMRI, определить несколько областей , представляющих интерес (трансформирования) в серии изображений и исследовать сигнал в зависимости от соответствующего параметра (например, для -зависимых данных T 1 , полученных на этапах 3.5.1 и 3.5.2, график сигнала в зависимости от TI и гарантировать, что данные следуют функции инверсии-восстановления, перечисленных ниже в пункте 4.1.2).
      3. После завершения личного скрининга для чувствительных к магнитному полю объектов, входят в комнату МРТ. Удалить участника из магнита, снимите все ремни и отступы, и помочь участнику в выходе сканера МРТ и комнату МРТ.
      4. Передача данных с использованием методов, совместимых с местными законами здоровья личной жизни, локальной рабочей станции для обработки; Данные могут быть экспортированы в Digital Imaging связи в медицине (DICOM файлов) или поставщика'S собственный формат (метод, используемый в данном протоколе).

    4. Анализ данных qMRI

    1. Вычислить параметрической Карты
      1. Используйте компьютерную программу, предназначенную для научных вычислений и анализа изображений. Рассматривая гистограмму интенсивности сигналов в изображении, формируют на основе порогового изображения маски сигнала, который очерчивает области сигнала от областей шума. Выполните действия, описанные ниже для каждого пикселя на участках сигнала изображений.
      2. Анализ Т 1 данные путем измерения интенсивности S сигнала для каждого времени инверсии (TI). Затем, установите значения для S к инверсии-восстановления с уменьшенной модели предварительной задержки:

        Equation1

        где M 0 обозначает интенсивность сигнала , представляющая намагниченность в равновесном состоянии, S F является отношением инверсии,и TD время предварительной задержки. Затем, установите данные с FS одной и той же модели, что позволяет определить время продольной релаксации постоянной с FS, T 1, FS.
      3. Анализ Т 2 данных путем измерения S на каждом TE. Затем, установите данные в модели распада моно экспоненциальный:

        Equation2

        где N является сигналом смещения на исходном уровне. Читатель может также принять решение, чтобы соответствовать данным к многоканальному экспоненциальной модели, такие, как, что ниже:

        Equation3

        где J есть число экспоненциальных компонентов и Р и Т 2, J являются фракция сигнала и 2 значения T , связанный с J - го компонента. Или, читатель может использовать метод 3 неотрицательные методом наименьших квадратов (NNLS). В лAtter случае, Multi-экспоненциальная релаксация анализ (MERA) набор инструментов 33 находится в свободном доступе; другие программы доступны тоже. Повторите эти анализы для данных с и без ПФ.
      4. Для анализа данных QMT, измерения S для каждой мощности облучения и сдвига частоты. Исправьте номинальные облучения полномочия (представленные со 1 в приведенном ниже уравнении) , используя угол нутации карты. Исправьте смещений частоты (Δ F в уравнении ниже), используя B 0 карты для регулировки приложенные частоты смещения. Затем, соответствует данным в следующей модели 34,35

        Equation4

        где обменный курс от макромолекулы бассейна к свободному воде бассейна, продольная скорость релаксации свободного водного бассейна, продольная скорость релаксации макромолекулы бассейна (предположительно 1 с -1), является PSR, является Т 1CWPE средняя мощность импульса насыщения. Скорость насыщения продольной намагниченности макромолекулярном бассейна, описывается супер-Лоренцевы модели, как описано в работе Henkelman и коллегами 34,35.
      5. Для анализа данных DTI, сначала использовать алгоритм преобразования аффинное 36 для регистрации каждого диффузионно-взвешенное изображение к соответствующему без диффузии взвешенное изображение. Затем для каждого пикселя, измерять значения S в не-диффузионной взвешенного изображения и в каждом диффузно-взвешенная направлении. Образуют матрицу, состоящую из направлений кодирования диффузии. Используя многомерный взвешенной регрессии по методу наименьших квадратов регрессировать сигнальных данных на Матрицакодирования диффузии и форма D. Диагонализуют D и выполнить величину сортировочный собственных значений и собственных векторов их. Затем вычислить среднее коэффициент диффузии (MD), как:

        "Equation5"
        где λ 1, λ 2 и λ 3 являются собственными значениями тензора диффузии. Также вычислить фракционную анизотропию (FA), как:

        Equation6
      6. Анализ данных FWMRI используя количественный подход, который отделяет воды и жира сигналов на основе химического сдвига (например, алгоритм FattyRiot, доступной для свободного скачивания с https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. Определение регионов интереса для анализа
      1. Укажите трансформирования на анатомических изображений (путем определения границ каждой мышцы интереса). Пример показан на рисунке 1.
      2. Изменение размера трансформирования в соответствии с размером матрицы изображений qMRI. По мере необходимости, отрегулировать выравнивание трансформирования, чтобы соответствовать карте qMRI (например, если участник переехалмежду приобретениями, перевод позиции ROI может потребоваться, чтобы избежать перекрытия границ мышц).
      3. Проверьте каждый ROI. При необходимости, убедитесь, что ни один пиксел не включены, которые содержат частичные артефакты объема, без сократительной ткани и артефакты потока; смотрите рисунок 1 для примеров.
      4. Вычислить среднее значение и стандартное отклонение значений qMRI во всех пикселов в выбранных трансформирования.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    На рисунке 1 показаны типичные осевые анатомических изображений , полученных в середине бедра пациента с полимиозит. Также показано расположение в плоскости проекции объема Шим. Типичные карты параметров для каждого метода qMRI, все полученные из этого же пациента, предоставляются из рис 2 - 7.

    Фигуры 2А и показаны карты Δ B 0 и угол нутации поля соответственно. B 0 поле Карта демонстрирует сильное пространственное совпадение между его области самой высокой однородности поля и размещения ВОИ для подкладок, как показано на рисунке 1А. В мышцах, значения Δ B 0 в диапазоне от -40 до 52 Гц, при среднем значении 9,3 Гц и стандартным отклонением 11,2 Гц. В угол нутации карте значения колебались сюдам 84,7 до 122,3% от номинального угла нутации. Сравнивая угол конического вращения карты со структурными изображениями на фиг.1, можно видеть , что отклонения от идеального угла нутации являются более серьезными в задних мышцах и не очевидно коррелирует с наличием жиров в воксела.

    Пример данных T 1 релаксометрии представлены на рисунке 3. Изображения были замаскированы, чтобы исключить подкожный жир и шумовые области изображения. На фиг.3А показан образец Т 1 данные и рис 3B показаны примеры T 1, данные FS. Очевидно , на фигуре 3А , что Т 1 жира значительно ниже , чем у мышцы; поэтому значения T 1 для мышц , измеренные без использования FS ниже , чем, значения T 1 FS. Кроме того, использование результатов в FSсущественной потери сигнала из регионов жира замены или подкожной жировой клетчатки. Следовательно, существуют пиксели в этих областях изображения, которые либо лишенной искомых параметров, которые представляют собой остаточные сигналы воды следующие FS, или в которых плохо оценены параметры.

    На фиг.4А показана замаскированную параметрическую карту T 2, значениями ФС и показаны значения T 2. Рисунок 4C показывает затухание сигнала -зависимая образец Т 2 от одного пикселя и лучшей подгонки данных к моноэкспоненциален модели. Отклонение от моноэкспоненциален поведения релаксации отмечается. На рисунке 4D показаны результаты NNLS анализа этих же самых данных сигнала, причем один широкий пик , который , вероятно , включает в себя как жир и воду компоненты.

    На рисунках 5, 6, 7 представляют примеры данных QMT, DTI и FWMRI соответственно. Для данных QMT, только PSR показано. Применение порогового сигнала к этим FS-данных ограничивает аппроксимации кривой для этих вокселов, содержащих в основном мышцы, что приводит к отсева из карты параметров. Неоднородность в значениях мышц для PSR также отмечено. Хотя метод также оценивает воды T 2 и обменный курс между макромолекулярных и свободных бассейнах вода протонов, они не представлены , так как T 2 лучше оценивается с использованием выделенных последовательностей изображений и поскольку обменный курс является как ненадежно оценивается и нечувствительны к патологии ,

    представляет собой параметрическую карту МД, а на рисунке 6B представлена карта значений ФА. Значения MD возводятся в кровеносных сосудах. Кроме того, значения FA уменьшаются в областях, соответствующих РедуCED PSR. Как и с другими величинами, как MD и ФА неточно оценивается в жировых замененный участках мышцы, где FS вызывает сигнал радиоактивные осадки. Кроме того, FA возводится за пределами объема прокладки. И наконец, жировая фракция карта, рассчитанная по данным FWMRI, как показано на рисунке 7. Эти данные количественно , качественно наблюдаемые жира модели инфильтрации , отмеченные на рисунке 1. Соответствующая водная фракция карта просто равна (1 - жир), и не показан.

    Рисунок 1
    Рисунок 1: Примеры Анатомические изображения от пациента с полимиозит. Все данные , показанные на рисунках 2-7 были приобретены в этом срезе позиции от этого участника. A. T 1 -weighted изображение, с проекцией в плоскости объема шайбы , обложенных как голубого цвета, полупрозрачный прямоугольник. T 2 -weighted изображения. Наложенное на изображение в зеленый цвет является образцом ROI для Вастус медиальной мышцы. Через полупрозрачный ROI, области высокого сигнала, соответствующий жира замены, отмечены. Желтая стрелка указывает внутримышечные сухожилие, и пурпурного стрелка указывает на область сосудисто-нервного пучка бедра. Изображения должны быть проверены на предмет артефактов потока, которые могут произойти по измерению фазового кодирования и в соответствии с артерией. Соединительной ткани, такие как жир и сухожилия являются рекомендации по исключению из трансформирования; Кроме того, если существуют артефакты потока, они должны быть исключены. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    фигура 2
    Рисунок 2: Δ B 0и нутации Угол Карты, от того же пациента , изображенную на рисунке 1. A. Δ B 0 карта, с цветовой шкалой , указывающей отклонение поля B 0 от центральной частоты в Гц. Б. угол конического вращения карты, с цветовой шкалой , указывающей процент от номинального угла нутации. Изображения были в масках, чтобы исключить значения от шума областей изображения. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    Рисунок 3
    Рисунок 3: Образец T 1 Данные, из того же пациента , изображенную на рисунке 1. А. Карта значений T 1, оценивается путем подгонки данных к инверсии восстановления с уменьшенной модели предварительной задержки. Цветовая гаммауказывает значение T 1 в сек. B. Карта T 1, значения FS, оценивается путем подгонки данных FS одной и той же модели. Цветовая шкала указывает на значение T 1 в сек. Изображения были замаскированы, чтобы исключить значения из подкожной жировой клетчатки, контралатеральной ноги, и шум областях изображения. Обратите внимание , что значения T 1 увеличивается , когда используется подавление жира сигнала. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    Рисунок 4
    Рисунок 4: Образец T 2 данных, из того же пациента , изображенную на рисунке 1. А. Карта значений Т 2, оценивается путем подгонки данных к моноэкспоненциален распада с термином шума модели. Цветовая гаммауказывает значение T 2 в мс. B. Карта T 2, значения FS, оценивается путем подгонки данных одной и той же модели. В А и В, изображения были замаскированы , чтобы исключить значения из подкожной жировой клетчатки, контралатеральной ноги, и шум областях изображения. С. Образец T распада 2 сигнал от пикселя в панели C и линии наилучшего соответствия к моноэкспоненциален модели (но обратите внимание на отклонение сигнала от модели, что указывает на не-моноэкспоненциальное T 2). Аббревиатура ранее не отмечалось: AU, произвольные единицы. D. Анализ Неотрицательное методом наименьших квадратов тех же данных распада исходного сигнала , изображенных на C. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.


    Рисунок 5: Пример QMT данных, из того же пациента , изображенную на рисунке 1. Цветовая гамма указывает на PSR, безразмерная величина , отражающая отношение к макромолекулярных свободных протонов воды. Использование методов ФС приводит к существенному отсева сигнала из тех регионов, мышцы, которые были заменены жира. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    Рисунок 6
    Рисунок 6: Пример Diffusion данных, из того же пациента , изображенном на рисунке 1. Панель А показывает среднее коэффициент диффузии, с цветовой шкалой , указывающей коэффициент диффузии в единицах 10 -3 мм 2 / с. Панель В показывает дробную анизотропию, whicч является безразмерной величиной, указывающее отклонение системы диффузии от чисто изотропной диффузии. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    Рисунок 7
    Рисунок 7: Пример данных FWMRI, из того же пациента , изображенную на рисунке 1. Шкала цвет указывает на жировой фракции; соответствующая доля воды карта просто (1 - Fat) и не показан. Пожалуйста , нажмите здесь , чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.

    параметр Локализаторы T 1 -Weighted T 2 -Weighted
    Генеральная Тип последовательности 2D, мульти-срез, градиент-эхо 2D, мульти-срезовый, быстрый спин-эхо 2D, мульти-срезовый, быстрый спин-эхо
    фазы подготовки усиления передатчика, приемника усиления, центральная частота, авто-прокладка усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка
    Прием катушки сердечное сердечное сердечное
    Количество возбуждений 1 1 1
    Общая продолжительность сканирования (мин: сек) 1:23 1:40 0:54
    Геометрия Анатомический самолет (ы) Осевая, корональной и сагиттальной аксиальный аксиальный
    Количество срезов / самолет 20 11 11
    Толщина среза (мм) 10 7 7
    Inter-срезовый зазор (мм) 0 0 0
    Порядок приобретения Кусочек Interleaved Interleaved Interleaved
    Приобретенные матрица 150 х 150 340 х 335 256 х 256
    Восстановленная матрица 512 х 512 512 х 512 512 х 512
    Поле зрения (мм) 450 х 450 256 х 256 256 х 256
    Реконструированный размер воксела (мм) 0,88 х 0,88 х 10,00 0,50 х 0,50 х 7,00 0,50 х 0,50 х 7,00
    контраст Время повторения (мс) 9 530 3000
    Эффективная есхо время (мс) 7 6.2 100
    Разнесение эхо-сигналов (мс) N / A 6.2 11.8
    Угол возбуждения флип (°) 20 90 90
    угол Перефокусировка флип (°) N / A 110 120
    РФ подклинивание статический адаптивный адаптивный
    Сигнал сбора Тип счётчика декартовский декартовский декартовский
    Параллельная визуализация Нет СМЫСЛ (г = 1,4) СМЫСЛ (г = 2,0)
    Пропускная способность / пиксел (Гц / пиксел) 1237,8 377,1 286,6

    Таблица 1: Параметры , используемые для Localizer визуализации и STRUctural визуализации. Все последовательности используют катушку тела квадратурный для передачи РЧ полей. Такие параметры, как TR, TE, разнесение эхо - сигналов, и количество эхо - сигналов может быть отрегулирован слегка в соответствии с экспериментальными потребностями, сохраняя при этом T 1 - и T 2 - взвешивание. Аббревиатура ранее не отмечалось: г, параллельный коэффициент ускорения визуализации. Большое поле зрения изображения рекомендуется, так как они могут быть использованы для локализации патологии и определения местоположения для qMRI последовательностей. Сагиттальной и корональной приобретения являются особенно полезными в этом отношении.

    параметр Последовательность изображения
    B 0 -отображения Флип угол Mapping
    Генеральная Тип последовательности 3D, множественный RF-градиентное напомнил эхо 3D, быстрый градиент-эхо, двойной TR
    фазы подготовки усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка
    Прием катушки Квадратурные тела сердечное
    Количество возбуждений 1 1
    Общая продолжительность сканирования (мин: сек) 1:26 4:33
    Геометрия Анатомический самолет (ы) аксиальный аксиальный
    Количество срезов 11 55
    Толщина среза (мм) 7 7
    Inter-срезовый зазор (мм) 0 0
    Приобретенные матрица 64 х 64 х 6 64 х 64 х 27
    Восстановленная матрица 128 х 128 х 11 128 х 128 х 55
    Поле зрения (мм) 256 х 256 х 77 256 х 256 х 385
    Реконструированный размер воксела (мм) 2,00 х 2,00 х 7,00 2,00 х 2,00 х 7,00
    контраст Время повторения (мс) 150 30,0, 130,0
    Эхо времени (мс) {4,6, 6,9} 2.2
    Угол возбуждения флип (°) 25 60
    РФ подклинивание адаптивный адаптивный
    Сигнал сбора Тип счётчика декартовский декартовский
    Пропускная способность / пиксел (Гц / пиксел) 302,5 499,4

    Таблица 2: параметров иСЭД для А B 0 и угол конического вращения Mapping. Обе последовательности используют катушку квадратурной тела для передачи РЧ поля; ни последовательность использует параллельной визуализации.

    параметр Последовательность изображения
    T 1 -отображения T 2 -отображения
    Генеральная Тип последовательности 3D, Инверсия-восстановление с градиентной-испорчена, градиент напомнил эхо считывания 2D, одиночный срез, множественный спин-эхо
    фазы подготовки усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка
    Количество возбуждений 1 2 Общая продолжительность сканирования (мин: сек) 1:44 12:04
    Геометрия Анатомический самолет (ы) аксиальный аксиальный
    Количество срезов 11 1
    Толщина среза (мм) 7 7
    Inter-срезовый зазор (мм) 0 0
    Приобретенные матрица 128 х 128 х 6 128 х 128
    Восстановленная матрица 128 х 128 х 11 128 х 128
    Поле зрения (мм) 256 х 256 х 77 256 х 256
    Реконструированный размер воксела (мм) 2,00 х 2,00 х 7,00 2,00 х 2,00 х 7,00
    контраст Время повторения (мс) разнообразный 4000
    Инверсия импульса 180, 1 ¯ мс, форма: блок N / A
    время восстановления Инверсия (мс) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    Время предварительной задержки (мс) 1500 N / A
    Подавление сигнала жира (при использовании) 1331 биномиальное водно-селективное возбуждение Spair (мощность: 2 мкТл, инверсия задержки 202 мс, смещение частоты 250 Гц);
    Sinc-Гаусс предымпульс (90 °, продолжительность: 18 мс, смещение частоты: 100 Гц)
    Угол возбуждения флип (°) 10 90
    Переориентация импульса N / A Версия-S
    Эхо времени (мс) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    Количество эхо-сигналов / разнесение эхо-сигналов (мс) N / A N / A
    РФ подклинивание адаптивный Adapный
    Сигнал сбора Тип счётчика декартовский декартовский
    Параллельная визуализация СМЫСЛ (г = 1,5) СМЫСЛ (г = 1,5)
    Пропускная способность / пиксел (Гц / пиксел) 383 335,1

    Таблица 3: Параметры , используемые для T 1 и T 2 карт. Т 1 и Т 2 Данные приобретаются и без ПФ. Обе последовательности используют катушку тела квадратурный для передачи РЧ полей и сердечной катушки шесть элементов для приема сигнала. Время повторения изменяется для последовательности -отображения T 1 , поскольку он использует фиксированное время предварительной задержки с переменной инверсии тиме.

    параметр Последовательность изображения
    QMT DTI
    Генеральная Тип последовательности 3D, MT-взвешенный градиент напомнил эхо 2D, мульти срез, однократная спин-эхо EPI
    фазы подготовки усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка
    Количество возбуждений 2 6
    Общая продолжительность сканирования (мин: сек) 10:41 6:28
    Геометрия Анатомический самолет (ы) аксиальный аксиальный
    Количество срезов 11 11
    Толщина среза (мм) 7 7
    Inter-срезовый зазор (мм) 0 0
    Приобретенные матрица 128 х 128 х 6 64 х 64
    Восстановленная матрица 128 х 128 x1 128 х 128
    Поле зрения (мм) 256 х 256 х 77 256 х 256
    Реконструированный размер воксела (мм) 2,00 х 2,00 х 7,00 2,00 х 2,00 х 7,00
    контраст Время повторения (мс) 50 4000
    MT импульсов Номинальные углы флип: 360 °, 820 °;
    Длительность импульса: 20мс;
    Сдвигах частоты: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 кГц
    N / A
    Диффузия взвешивание (б) (S • мм -2) N / A б = 450;
    15 направлений + одна б= 0 изображений
    Подавление сигнала жира (при использовании) 1331 биномиальное водно-селективное возбуждение Градиент разворота;
    Sinc-Гаусс предымпульс (90 °, продолжительность: 18 мс, смещение частоты: 100 Гц)
    Эхо времени (мс) 3,9 48
    Количество эхо-сигналов / разнесение эхо-сигналов (мс) N / A N / A
    Угол возбуждения флип (°) 6 90
    РФ подклинивание адаптивный адаптивный
    Сигнал сбора Тип счётчика декартовский декартовский
    Параллельная визуализация СМЫСЛ (г = 1,5) СМЫСЛ (г = 1,5)
    Пропускная способность / пиксел (Гц / пиксел) 383 42,1

    Tв состоянии 4: Параметры, используемые для QMT и DTI. Обе последовательности используют катушку квадратурной тела для передачи РЧ поля и сердечной катушки шесть элементов для приема сигнала. Аббревиатура ранее не отмечалось: EPI, эхо-планарной визуализации.

    Получение сигнала
    параметр Последовательность изображения
    FW-МРТ
    Генеральная Тип последовательности 3D градиент напомнил эхо
    фазы подготовки усиление приемника, центральная частота, ВОИ прокладка
    Катушка передачи РЧ Quandrature тела
    Прием катушки сердечное
    Количество возбуждений 1
    Общая продолжительность сканирования (мин: сек) 0:18
    Анатомический самолет (ы) аксиальный
    Количество срезов 11
    Толщина среза (мм) 7,0 мм
    Inter-срезовый зазор (мм) 0 мм
    Приобретенные матрица 128 х 128 х 4
    Восстановленная матрица 128 х 128 х 7
    Поле зрения (мм) 256 х 256 х 77
    Реконструированный размер воксела (мм) 2,00 х 2,00 х 7,00
    контраст Время повторения (мс) 75
    Угол возбуждения флип (°) 22
    Echo раз (мс) {1,34, 2,87, 4,40, 5,93 ... 8,99}
    Угол возбуждения флип (°) 6
    РФ подклинивание адаптивный
    Тип счётчика декартовский
    Параллельная визуализация СМЫСЛ (г = 1,3)
    Пропускная способность / пиксел (Гц / пиксел) 1395,1

    Таблица 5: Параметры , используемые для FW-МРТ.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Мышечные заболевания, такие как мышечные дистрофии и идиопатические воспалительные миопатии представляют собой группы заболеваний, которые неоднородны по этиологии и, как отдельных лиц, редко в их падении. Например, мышечная дистрофия Дюшенна - наиболее распространенной формой мышечной дистрофии - имеет частоту 1 в 3500 живых новорожденных мальчиков 37,38; дерматомиозит, к которому этот протокол был применен, имеет частоту 1 в 100.000 39. Чем выше коллективная частота этих заболеваний, однако, и их зачастую дублирующих друг друга патологические признаки - атрофия, воспаление, жировая инфильтрация, повреждение мембраны и фиброзом - поддержка разработки и применения единого набора методов количественного характеризующие эти заболевания.

    QMRI способен охарактеризовать многие из этих патофизиологических изменений неинвазивно. Как и с любым научным методом исследования qMRI должны быть реализованы в автомобилеeful образом. Фундаментальным вопросом является безопасность. Кроме того, каждый метод, описанный здесь qMRI имеет связанные источники ошибок; и по понятным причинам, важно понять и признать эти ошибки. И, наконец, многие из измерений имеют сложную интерпретацию. Эти вопросы обсуждаются здесь. Представляя обсуждения, мы отметим, что протокол, представленный здесь описывает то, что мы считаем это лучший экспериментальный подход для наших целей. Мы признаем, что другие могут иметь различные точки зрения, дополнительные знания, или может выбрать взвесить все возможные результаты оптимизации протокола иначе, чем у нас есть. Кроме того, система МРТ читателя не может иметь все варианты, описанные в протоколе имеется информация; или читатель может иметь дополнительные опции, которые не доступны в нашей системе. Мы отметили, какие аспекты нашего протокола были специально запрограммированы в нашей системе. Читателю рекомендуется рассмотреть все литературе полностью изучить все соответствующие варианты по его / ее системе, ипринимать решения, которые приводят к наилучшим протоколом для его / ее экспериментальных целей.

    Вопросы безопасности МРТ
    МРТ использует несколько типов магнитных полей. Напряженность поля системы , используемой в исследованиях , описанных здесь B 0 составляет 3,0 Тесла, или примерно 15000 раз Земли поле ~ 0,2 мТл. Импульсные радиочастотные магнитные поля (B 1) используются для введения энергии в спиновой системе и создают явление резонанса. Градиент магнитного поля включается и выключается во время последовательности изображений и используются для нескольких целей. Они используются для создания линейной зависимости между частотой ЯМР и пространственным положением с целью пространственного кодирования и также используются для устранения нежелательных источников сигналов.

    Каждый из этих типов магнитных полей имеет проблемы безопасности, связанные с ним. Одной из основных проблем безопасности , связанный с полем B 0 есть аcceleration магнитных объектов к магниту. B 0 поле всегда присутствует. Поскольку сила магнитного поля изменяется в зависимости от 1 / D 3, где d- расстояние от источника поля, то B 0 поле быстро возрастает по мере приближения к системе МРТ. Ферромагнитные объекты могут быть ускорены к системе МРТ с небольшим или без предупреждения и может привести к серьезным травмам или смерти. Таким образом, они должны быть удалены и закреплены снаружи помещения МРТ. Другие риски , связанные с полем B 0 являются размещение аномальных крутящих моментов на имплантированных магнитных объектов и стирания или иного повреждения чувствительных к магнитному полю устройств. B 1 поля могут нагреть ткани, и этот эффект может быть усилен в районах вокруг имплантированных металлических предметов. Градиент поля могут вызвать электрические токи в проводящих объектов (например, нервы и имплантированных медицинских устройств). Переключение градиентаполя также создает потенциально громкий и неприятный акустический шум. Государственные регулирующие органы поставили жесткие ограничения на уровни и длительности воздействия этих различных типов магнитных полей, а также системы обработки изображений человека имеют собственные средства управления программного обеспечения, которые обеспечивают соблюдение этих принципов.

    Читатель должен знать, что такое представление несколько беглом. Надлежит весь персонал, связанные с тестированием МРТ, чтобы быть полностью в курсе всех соответствующих вопросов безопасности, а также как предотвратить несчастные случаи. Кроме того, весь персонал, связанные с тестированием МРТ должны быть обследованы на наличие потенциально опасных имплантированные металлы или медицинские приборы.

    Предварительное тестирование образа жизни Ограничения
    Оказывая столько экспериментального контроля над предварительное тестирование поведения образа жизни, насколько это возможно является важным компонентом этого протокола. Случай T 2 измерений приведены в качестве примера того , почему этот контрольнеобходим. T 2 считается одним из ведущих МРТ биомаркером нервно - мышечных заболеваний 40. Тем не менее, мышцы воды протона Т 2 может быть повышен по нескольким причинам. В исследованиях qMRI для нервно - мышечных заболеваний, Т 2 , измеренная в присутствии FS , как правило , предполагается, что отражает состояние хронического воспаления , связанного с тяжестью заболевания, в то время как не-ФС Т 2 может также отражать жировая инфильтрация. Тем не менее, T 2 также может пройти среднесрочные возвышений из - за эксцентричного упражнения 41, которые могут повлиять на пациентов и здоровых людей по- разному 42. По этой причине авторы рекомендуют ограничивать умеренные или сильные упражнения в течение 48 часов перед тестированием. T 2 также может подвергаться короткоживущих возвышений в результате острых приступов упражнения 43,44. Для пациентов с потерей тяжелой мышечной, ходьба может представлять собой упражнения достаточно , чтобы поднять T интенсивный

    Сбора и анализа данных: Общие вопросы
    Важным моментом является то, что тщательное экспериментальное тестирование, сначала у здоровых людей, а затем у лиц с заболеванием интереса, имеет важное значение. Многие экспериментальные варианты являются весьма специфическими для системы МРТ (включая , но не ограничиваясь B 0 напряженности поля, шиммирования стратегии, параметры катушки РФ, максимальная прочность градиента магнитного поля, а наличие дополнительных опций , таких как РФ формы импульса). Последовательность конкретных целей пилотного тестирования описаны ниже. Другие проблемы, которые влияют на качество данных являются биологические по своей природе, например, от типа заболевания и ожидаемых типов патологии, возраста популяции пациентов, и даже части тела, чтобы быть изображаемого. Все эти факторы следует учитывать при экспериментальном тресным.

    Во время самого сбора данных, часто встре- проблемой является движение. Часть изображений протокола, представленного здесь может потребовать столько, сколько один час. Некоторые из последовательностей (таких как эхо-планарной визуализации) нечувствительны к насыпной движения; но другие последовательности, длинные, требуют точного выравнивания изображения для точной оценки параметров, и / или имеют сигналы, которые по своей природе движения чувствительных. Как было отмечено в протоколе, предпринимает шаги, чтобы проинструктировать участника и поощрять его / ее комфорт является важным средством для предотвращения как добровольные, так и непроизвольные движения. Другая стратегия заключается в ограничении движения с подкладкой и мягко, но эффективно, помещают ремни, которые прикрепляются к кровати пациента. методы регистрации изображения доступны для последующей обработки; потому что мышцы легко деформируемых органы, нежесткие методы регистрации часто требуется. Нежесткой регистрация будет всегда требуется для методов диффузии изображений на основе эхо-планарной визуализации.Несмотря на общую полезность методов регистрации изображений, любой метод для предотвращения движения или уменьшения артефактов будет превосходить решения, которые требуют широкого пост-обработки. Определение наилучшей имеющейся стратегии движения, сокращения в теме интерес населения должна стать целью для пилотного тестирования.

    Хорошая воспроизводимость требует последовательности размещения среза. На этапах протокола, мы описываем ссылки на положение среза для воспроизводимых анатомических ориентиров. Эффективная стратегия для этого в бедро, чтобы получить корональные изображения всего бедра, позволяя визуализацию всей бедренной кости. Инструменты анализа изображений на МРТ системы обычно включают в себя функцию цифровой линейки. Это может быть использовано для измерения конкретной точки (например, в средней точке) головки бедренной кости и бедренной мыщелков, и поместите центральное положение стека срезе. Эта процедура проиллюстрирована в видео.

    Неоднородные <EM> B 0 и B 1 поля являются неизбежные проблемы в МРТ, но существуют стратегии для снижения уровней неоднородностью. Фундаментальная стратегия состоит в том, чтобы найти часть тела, чтобы быть изображенную на или вблизи центра магнита. Протокол , представленные здесь , включает в себя подпрограммы шиммирования B 0 , что в опыте авторов, являются наиболее эффективными для этих экспериментальных условиях. Поскольку участник может перемещаться во время протокола, B 0 Шиммирование повторяется как часть шагов калибровки для каждой последовательности. Кроме того , многие из приобретений использовать параллельные методы визуализации для ускорения обнаружения сигнала и тем самым уменьшить -зависимые различия Δ B 0 в эволюции фазы , которые вызывают искажения изображения. Поскольку катушка РЧ передатчика была использована в этих исследованиях содержат две катушки элементы, B 1 методы Шиммирование могут быть использованы и описаны в протоколе. Кроме того, протокол включает &# 916; B 0 и угол нутации последовательности отображения полей для контроля качества в режиме реального времени. Протокол , описанный выше , включает допуски в А B 0 и угол нутации , которые являются приемлемыми для условий эксперимента, формы импульсов РФ, а также схем градиентных порчу , описанных здесь. Они были определены в пилотных испытаний и вновь подчеркнуть значение развития тщательного протокола.

    На практике может быть ограниченное число стратегий , доступных в режиме реального времени , чтобы повлиять на однородностей Б 0 и B 1 'полей, сохраняя при этом методологической последовательности, которая необходима для хорошей экспериментальной конструкции. Поэтому пользователям рекомендуется изучить все варианты доступны для них с тщательной экспериментальной проверки, в конечном счете, выработки эффективных и применявшихся стратегий для покоренного населения, представляющих интерес. B 0 опции шиммирования включают итерационные методы, мinimize параметр , такой как ширины линии пика воды на полувысоте высоты пика и методов , которые вычисляют оптимальные настройки каналов с помощью шайб с Δ B 0 карту. Прежние методы могут быть основаны на не локализованное приобретения или, как в протоколе описано здесь, получение сигнала от локализованного объема. Цели для пилотного тестирования B 0 вариантов шиммирования включают наилучшую общую стратегию (итерационный против изображения на основе), а также подробные сведения о том , как лучше определить область интереса для подкладок. Читатель, возможно, пожелает учитывать такие факторы, как размер и ориентацию интересующего объема, относительные количества мышечной и жировой ткани, чтобы включить в шиммирования объеме, и как за стек ломтик Шим. Целесообразно рассмотреть внутригруппового ломтиком проекция объема шайбы в каждом срезе быть отображены.

    В случае поля B 1, тип РЧ катушек , используемых для передачии прием и типы радиочастотных импульсов, используемых являются важными факторами, определяющими однородности поля. Описанные в таблицах протоколы включают параметры импульса РЧ, которые мы нашли оптимальный для наших условий эксперимента. Что касается выбора катушки, протокол, описанный здесь, сочетает в себе отдельную передачу объема и только для приема объемных катушек. Катушка передачи является катушка квадратурной тело, которая встроена в систему, и создает относительно однородное поле B 1 по большой анатомической области. В зависимости от анатомической области, чтобы исследовать, могут существовать различные варианты получения соленоид; в нашем случае, пилотные испытания показали шесть элементов, фазированной антенной решетки сердца катушку наилучшим возможным решением. Другие варианты включают поверхностные катушки и передачи / приема комбинации объема катушки. Поверхностные катушки ограничены глубиной проникновения поля B 1 , и мы вообще не рекомендуем использовать их для приложений обработки изображений. комбинатионной передачи / приема объемные катушки могут предложить лучшее соотношение сигнал-шум (SNR производительность) и B 1 гомогенность , чем встроенный в катушке квадратурного тела, но не для всех анатомических областей. Последнее замечание в том, что, когда катушки с фазированной антенной решеткой доступны, они разрешают использование параллельных методов визуализации, которые ускоряют приобретение и уменьшить пространственные искажения в области методов, таких как эхо-планарной визуализации. Эти доходы идут с SNR штрафа, однако, и поэтому пилотные испытания должны быть направлены на поиск решения, которое обеспечивает наилучшее качество изображения в целом.

    Но поскольку эти стратегии не полностью компенсировать неоднородное B 0 и B 1 полей, другое использование Д B 0 и нутационных карты угла поля в пост-обработки. Эти карты могут быть использованы для улучшения расчета некоторых количественных параметров или для коррекции искажения изображения. Но некоторые Δ B 0 </ EM> - и B 1 проблем не о связанных могут быть полностью или хотя бы частично корректируемые в пост-обработки. Некоторые примеры включают снижение эффективности методов ФС, грубые искажения изображения в таких методов, как эхо-планарной визуализации, низкий уровень сигнала, низкая эффективность в переориентации T 2 измерений или методами FSE и низкой эффективности инверсии в измерениях T 1. Опять же, строгое экспериментальное тестирование и этапы контроля качества в режиме реального времени имеют важное значение.

    Многие из последовательностей используют подавление жира сигнала или водно-селективное возбуждение в качестве механизма предотвращения загрязнения сигнала мышц жиром и / или для уменьшения наличия артефактов, вызванных различными резонансными частотами воды и липидных протонов. Когда ФС используется, комбинация до трех методов используется. Алифатические сигналы сокращены или ликвидированы с использованием спектрально селективного адиабатическое инверсии восстановления (Spair) импульс, который выборочно инвертирует эти сигналы.По мере того как сигнал восстанавливается значение сигнала -m 0 в направлении + M 0, есть время , при котором чистый сигнал равен нулю. Данные изображений приобретаются в этот момент обнуления сигнала. Следует отметить, что на этот раз точка зависит от таких параметров, как время повторения и количество срезов, и поэтому должны быть оптимизированы отдельно для каждой последовательности в процессе пилотного тестирования. Кроме того, ширина полосы импульса Спаир должна быть только достаточно широким, чтобы устранить жировые сигналы, таким образом, что уменьшение амплитуды сигнала воды сведено к минимуму. Принимая меры по максимальному B 0 единообразие будет полезным в этом отношении. Многие из последовательностей также используют насыщения импульса на олефиновой протонного резонанса 45; Этот импульс подается непосредственно перед началом последовательности изображений. Там, где это возможно, используется метод разворота градиента. В этом методе, знак градиента выбора среза восстанавливается между выбором среза и перефокусировав импульсов; это КауSES сигналы далеко за пределы резонанса от воды не быть переориентированы. Дополнительное преимущество такого подхода состоит в том, что в отличие от методов, основанных на РЧ, градиент разворота не позволяет жира сигналы для восстановления продольной релаксации во время РЧ импульсов. Дополнительные стратегии, такие как методы Диксона на основе 46, также доступны.

    Общей проблемой при анализе данных в которых модель фитинга, происходит ли использовать в виду анализ ROI сигнала (в котором сигналы с ROI усредняются, а затем устанавливается на модели) или пиксельные основе анализа (на пиксель за пикселем основе, а также статистические данные затем рассчитываются для искомых параметров). Преимуществом первого способа является то, что усреднение сигнала улучшает эффективное SNR. Если внутренняя SNR низка, то эта стратегия может помочь избежать параметров смещающего эффекты шума. Преимущество последнего подхода состоит в том, что пространственная неоднородность является общей патологической особенностью нервно-мышечных нарушений. Подгонкой тон оценивает на основе пиксель за пикселем, эта разнородность может быть оценен и использован для характеристики дополнительных аспектов фенотипа заболевания. Если разрешение SNR этот тип анализа, который будет выполняться надлежащим образом, авторы рекомендуют этот подход. Последние работы Willcocks и коллегами иллюстрирует ценность такого подхода в мониторинге прогрессирования заболевания 47.

    Сбор данных и анализ: обработки изображений Проблемы последовательности конкретных
    Протокол использует методы восстановления инверсии для надежного измерения T 1. Практическое ограничение многих реализаций последовательности инверсии-восстановления является длительным общее время сканирования. Последовательность, используемая в данном протоколе используется трехмерный, быстрый, низкого угла съемки (FLASH) считывание, умеренное количество параллельного ускорения обработки изображений, а также уменьшенное задержку предварительного последовательности, чтобы уменьшить общее время сканирования до менее чем за две минуты. Семь раз инверсии оцифровываются, разнесены в приближенноеLY геометрической прогрессии от 50 до 6000 мс. Эта стратегия выборки инверсии-восстановления кривой сигнала чаще всего во время тех частей восстановления сигнала, когда производная по времени сигнала является самым высоким. Последовательность повторяется с и без ПФ , так как воспаление и жировая инфильтрация имеют смешанное воздействие на общее протонного T 1: воспаление увеличивает воды T 1, в то время как жир имеет более низкую T 1 , чем вода. Таким образом , измерение как T 1 и T 1, FS помогает в интерпретации данных , поскольку она позволяет решить между этими противоположными влияниями жировой инфильтрации и воспаления на Т 1. Оценка параметров осуществляется с помощью нелинейными, наименее методы квадратных регрессии в научном пакете вычислений программного обеспечения.

    Измерения T 2 проводятся в ФС и условиях , не являющиеся ФС , а также, А.Н.d по аналогичной причине: воспаление и жира каждый из них может увеличить Т 2. Помимо воспаления, патологические процессы , такие как Z-диска потоковой передачи и потерь в целостности мембраны также можно было бы ожидать , чтобы влиять на воде T 2 значения. Хотя измерение как Т 2 и Т 2, FS не может различить среди всех этих источников патологии, эта практика делает себе повышенную интерпретируемость к данным путем разделения между общей и мышечной патологии тканесецифического. Альтернативная стратегия для измерения значения в воде только T 2 является использование 1 H MR спектроскопии отделить воду от липидов на оси химического сдвига спектра. Хотя такой подход имеет значительно более низкое пространственное разрешение, чем изображения и может быть предметом усмотрению пользователя и субъективности относительно размещения объема во время сбора данных, она обеспечивает однозначную способ отделить воду илипидные сигналы.

    Протокол T 2 измерения , представленного здесь использует несколько методов , чтобы смягчить некоторые общие источники ошибок в T 2 измерений, а именно B 1 Неоднородность и стимулировала формирования эха от несовершенных импульсов перефокусировав. Стимулированных эхо-сигналы формируются любой комбинации трех не-180 ° импульсами. Учитывая , что некоторый уровень B 1 неоднородностью всегда существует, и что мульти-эхо - сигналов используется для образца -зависимую ослабление сигнала T 2, стимулированных эхо - сигналы являются потенциально значительным источником ошибок при T 2 измерений. Стратегии , используемые здесь , чтобы ликвидировать стимулировали эхо образование включают в себя использование одного приобретения среза, оптимизированная последовательность спойлера градиентов до и после переориентацию импульсов 48, делая интервалы между линейным эхо 49, а также использование B 1 нечувствительными к регистру "Версия-S "компосайт переориентация импульса 50, что значительно уменьшает артефакты , вызванные неточной переориентацию и в то же время обеспечивая достаточную пропускную способность для переориентации как воды , так и липидные сигналы. В пилотных испытаний, мы обнаружили, что оптимизированная схема порча и импульс Версия-S значительно снижало появление стимулированных эхо-сигналов. Отметим, что оба из этих объектов были запрограммированы специально в нашей системе. Версия-S импульс действительно увеличивает удельную скорость поглощения (SAR) РЧ-энергии; Таким образом, длинный TR и больше между разнесение эхо-сигналов должны оставаться в пределах безопасности для SAR. Тем не менее, опыт работы авторов в том, что хорошо тренирует, удобные пациенты могут оставаться достаточно еще в течение ~ 12 мин. общее время сканирования. Кроме того, между эхо значение расстояния 14 мс достаточна для обнаружения мульти-экспоненциальной релаксации, когда она существует. Альтернативный подход, не используется здесь, должен включать переориентацию эффективность пульс и стимулируется эхо-сигналы в FITTING 38,28, который обеспечит B 1 карту и разрешение на мульти-срезовый приобретения 39. Читатель также упоминается несколько недавних работ , описывающих реализацию и интерпретацию T 2 измерений при болезни мышц, которые обеспечивают некоторые аналогичные и некоторые другие рекомендации , касающиеся этих методов 40,51.

    Протокол, представленные здесь используется импульсный метод насыщения для визуализации QMT. Несмотря на то, существует пять искомых параметров, которые генерируются, только PSR сообщается. Это происходит потому , что другие четыре параметра либо лучше оценены с помощью других методов (например, Т 2 , свободного пула воды) или отсутствие патологических чувствительности (например, обменный курс между бассейнами 52,53). По сравнению с другими методами QMT, 3D покрытие может быть достигнуто в течение клинически допустимого времени для метода насыщения импульса. Еще одним преимуществом такого подхода является его QMT комместимость с пространственно-спектральных биномиальных импульсных методов для воды селективного возбуждения, который был найден для подавления> 95% жира сигналы по всему изображению. И вода-селективный импульс возбуждения и импульсы насыщения от резонанса были настроены на нашей системе. Предыдущие численные расчеты 54 показали , что дополнительный жировой компонент к сигналу может оценки параметров смещения QMT; Таким образом, FS всегда рекомендуется для QMT визуализации в скелетных мышцах. Как уже говорилось выше, чрезмерное B 1 и неоднородность движения артефакты могут оценки параметров смещения QMT , а также.

    Протокол DT-МРТ реализуется с большим вниманием к пространственным искажениям в эхо-планарной визуализации, SNR и б -Value. При этом пространственные искажения уменьшаются с помощью параллельной визуализации, а также исправлены в последующей обработке с использованием аффинного регистрации. Как уже отмечалось в предыдущих работах, ОСШ и б -Value интерактивные эффекты на estimatioп D 55-57, с низкими значениями SNR приводит к особенно ошибочной оценки Х 1, Х 3, V 1, и ФА 55,57-59. В мышцах, требования SNR для точной оценки тензора являются самыми низкими в диапазоне Ь = 435-725 сек / мм 2 55-57,60. Хотя другие авторы 61,62 сообщили благоприятные результаты от использования шумоподавление подходов для мышц ДТ-МРТ, большие трансформирования , анализируемые в этом протоколе имеют достаточное усреднение сигнала таким образом , чтобы не требовать , чтобы эти дополнительные шаги. Читатель упоминается несколько обзоров на тему оптимального внедрения методов ДТ-МРТ 56,63.

    И, наконец, некоторые предостережения и возможные источники ошибок, связанные с количественным FWMRI отмечены. Во- первых, фитинга алгоритм FattyRiot принятый здесь предполагает определенный спектр жира с девятью вершинами в фиксированных точках и относительных амплитуд 64. Принятая жир spectruм не идеально подходят к истинному в естественных условиях спектра, которые будут меняться в зависимости от субъекта; Тем не менее, решение для произвольного спектра жира не практично с небольшим количеством эхо-сигналов. Во- вторых, алгоритм подходит для одного R 2 фактора * распада разделяют как воды , так и жира сигналов. Известно , что не обращая внимания R 2 * путает количественных измерений фракции жира сигналов, и что фитинг для одного R 2 * распада адекватна 65. Тем не менее, точная R 2 * из воды и индивидуальных жировых пиков изменяется. В- третьих, алгоритмы разделения FWMRI с использованием сложных изображений уязвимы для тяжелой B 0 неоднородности поля , что может привести к неправильной классификации жира и воды сигналов. В дополнение к использованию устойчивых пространственно затрудненной алгоритмов, меньший интервал между эхо позволяет захватывать большие В0 вариации поля. Алгоритмы, использующие амплитудные изображения являются более надежными в presencе В 0 неоднородности поля, но они страдают SNR штрафы. Алгоритмы, использующие сложные изображения могут быть искажены вихревыми токами или любого другого эффекта фазового изменяющихся во времени. Такие искажающие фазовые эффекты, как правило, худшее для первого эхо-сигнала в множественного эха считывания поезда и может быть смягчено, просто игнорируя такие отголоски. В качестве альтернативы, смешанная величина и комплексная модель сигнала может быть принят 66. Пользователи FWMRI алгоритмов, которые принимают сложные изображения в качестве входных данных следует избегать других источников потенциального возмущения сложных изображений, таких как поправки, применяемые в трубопроводе реконструкции изображения на многих коммерческих сканеров МРТ. Такие фазовые поправки должны быть выключены, или пользователь должен восстановить изображения непосредственно из исходного необработанных данных. Наконец, любая оценка жировой фракции с использованием FWMRI на самом деле оценка жировой фракции сигнала, и, таким образом, находится под влиянием каких-либо факторов, которые дифференцированно масштабирует жира или воды сигналы. T 1 Т 1 -weighting является функцией T 1, TR, и угла нутации возбуждения. T 1 смещения в жировых оценках фракции сигнал худшим для вокселей с почти равной смесью воды и жира. Увеличение TR или уменьшения угла нутации может минимизировать смещение. Т 1 смещение также может быть скорректировано с использованием ретроспективно предполагаемые значения T 1 для воды и жира, как мы делаем здесь (1,4 с и 0,3 с для воды и жира, соответственно), или измеренные значения.

    Протокол Формирование Выбор / Последовательность
    Как обсуждалось выше, мышца патологический пейзаж является сложным. FWMRI является уникальным среди измерений в этом протоколе, что он имеет однозначного толкования. Как уже отмечалось, многие из других биомаркеров qMRI измеренных здесь имеют неспецифический патологический основы, которые часто ИНКludes отек, но может также включать в себя жировая инфильтрация, фиброз, повреждение мембраны и саркомерного нарушения. Следует подчеркнуть, что некоторые из этих чувствительностей еще только гипотетически существует. Существует значительный объем работы, которую необходимо сделать для того, чтобы продемонстрировать, количественно относительную важность этих и других патологических процессов или состояний каждому биомаркера qMRI. При таком понимании, мульти-параметрический подход, описанный здесь, может позволить, через комбинацию переменных, более конкретных описаний отдельных патологий.

    В качестве альтернативы, читатель может выбрать адаптировать этот протокол путем выбора подмножества измерений, представленных здесь. Например, добавленная стоимость и FS измерений без ФС, вероятно, низкими в условиях, не характеризующихся жира замены мышц. Это может позволить сокращение времени обработки изображений для пациента, дополнительные измерения должны быть сделаны (например, МР - спектроскопии, ЯМР визуализации перфузии и т.д. < / EM>), или дополнительные части тела, которые будут отображены. Поскольку многие заболевания мышц, присутствующие в моде на ближней к-дистальной, протокол, описанный здесь реализуется в бедрах, как болезнь в этой области может служить ранним маркером участия болезни. Тем не менее, измерение патологии в обоих проксимальных и дистальных отделах может позволить более эффективные меры прогрессирования заболевания.

    Выводы
    В заключение, этот протокол qMRI позволяет количественную оценку отека, жировой инфильтрации и атрофии, которые являются три основных патологических компонентов нервно-мышечных расстройств. Объединив широкий набор измерений (T 1, T 2, диффузия, QMT, FWMRI), Интерпретируемость данных одновременно расширяется и углубляется. Когда особое внимание уделяется потенциальным источникам ошибок, этот подход может точно и точно характеризуют несколько основных компонентов нервно-мышечных заболеваний.

    сс "> p.p1 {маржа: 0.0px 0.0px 0.0px 0.0px; шрифт: 14.0px Helvetica; цвет: # 3a3a3a} {span.s1 шрифта: 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