Kvantitativ Magnetic Resonance Imaging af Skeletal Muscle Disease

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

Neuromuskulære sygdomme udviser ofte en tidsmæssigt varierende, rumligt heterogene, og mangesidet patologi. Målet med denne protokol er at karakterisere denne patologi ved anvendelse af ikke-invasive magnetisk resonans metoder.

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

Kvantitativ magnetisk resonans (qMRI) beskriver udviklingen og anvendelsen af ​​MRI at kvantificere fysiske, kemiske og / eller biologiske egenskaber levende systemer. QMRI kræver, at man vedtage en biofysisk model for systemet, der består af vævet af interesse og en MRI pulssekvens. Pulssekvensen er designet til at sensibilisere billedernes signalintensiteter til parameteren af ​​interesse i modellen. MRI signal egenskaber (signal størrelsesorden, frekvens, og / eller fase) måles og analyseres i henhold til modellen. Målet er at producere en fordomsfri, kvantitativ vurdering af en fysisk eller biologisk parameter har kontinuerligt fordelt, fysiske måleenheder. Ofte ligningerne, der beskriver systemet analyseres og monteret på en pixel-for-pixel basis, der producerer et billede, hvis pixel værdier direkte afspejler værdierne af variablen. et sådant billede er omtalt som en parametrisk kort.

En almindelig anvendelse af qMRI er ddvikling og anvendelse af biomarkører. Biomarkører kan anvendes til at behandle en sygdom mekanisme, etablere en diagnose, fastlægge en prognose og / eller vurdere et terapeutisk respons. De kan tage form af koncentrationerne eller aktiviteter af endogene eller eksogene molekyler, en histologisk prøve, et fysisk mængde, eller en intern billede. Nogle generelle krav i biomarkører er, at de objektivt måle en kontinuerligt fordelt variabel ved hjælp af fysiske måleenheder; har en klar, godt forstået forhold til patologien af ​​interesse; er følsomme over for forbedring og forværring af klinisk tilstand; og kan måles med passende nøjagtighed og præcision. Ikke-invasive eller minimalt invasive biomarkører er særligt ønskelige, da de fremmer patientens komfort og minimalt forstyrre patologi af interesse.

Et mål for udvikling af billedbaserede biomarkører for muskel sygdom er at afspejle muskelsygdom på måder, der er complementary til, mere specifik end, mere rumligt selektive end, og / eller mindre invasiv end eksisterende metoder. En særlig fordel ved qMRI i denne henseende er, at det har potentiale til at integrere flere typer af information og dermed potentielt karakterisere mange aspekter af sygdomsprocessen. Denne evne er meget vigtigt i muskelsygdomme, som ofte udviser et rumligt variabelt, kompleks patologi, der omfatter inflammation, nekrose og / eller atrofi med fedterstatning, fibrose, afbrydelse af myofilament gitter ( "Z-disk streaming"), og beskadigelse membran . En anden fordel ved qMRI metoder er, at kvalitative eller semikvantitative beskrivelser af kontrast-baserede MR-billeder afspejler ikke bare patologi, men også forskelle i billedoptagelse parametre, hardware, og den menneskelige perception. Et eksempel på dette sidste nummer blev demonstreret ved Wokke et al., Som viste, at semi-kvantitative vurderinger af fedtinfiltration er meget varierende og ofte forkert, whøne sammenlignet med kvantitativ fedt / vand MRI (FWMRI) 1.

Protokollen beskrevet her omfatter pulssekvenser til måling af langsgående (T 1) og tværgående (T2) relaksationstidskonstanter, kvantitativ magnetiseringen overførsel (QMT) parametre, vand diffusionskoefficienter vha diffusion tensor MRI (DT-MRI) og muskel struktur ved hjælp strukturelle billeder og FWMRI. T 1 måles ved anvendelse af en inversion recovery-sekvens, hvori den netto magnetiseringsvektor vendes om, og dens størrelse samples som vender systemet tilbage til ligevægt. T 2 måles ved gentagne gange at omlægge tværgående magnetisering ved hjælp af et tog i at koncentrere pulser, såsom Carr-Purcell Meiboom-Gill (CPMG) metoden, og prøveudtagning de resulterende spin-ekkoer. T 1 og T 2-data kan analyseres ved hjælp af ikke-lineære kurvetilpasning metoder, enten antage en række exponential komponenter a priori (typisk mellem en og tre) eller ved anvendelse af en lineær invers tilgang, som passer til de observerede data til summen af et stort antal rådnende exponentials, hvilket resulterer i et spektrum af signalamplituder. Denne fremgangsmåde kræver en ikke-negativ mindste kvadraters (NNLS) opløsning 3, og indbefatter typisk yderligere regulering for at producere stabile resultater. T 1 og T 2 målinger er ofte blevet brugt til at studere muskelsygdomme og skade 4-9. T 1 værdier er typisk faldet i fedt-infiltreret regioner af muskler og forhøjede i betændte områder 4-6; T 2 værdier er forhøjet i begge fedt-infiltreret og betændte områder 10.

QMT-MRI karakteriserer det frie vand og solid-lignende makromolekylære proton puljer i væv ved at estimere forholdet mellem makromolekylære til gratis vand protoner (pool størrelse forholdet, PSR); den iboende slappeation satser for disse puljer; og de valutakurser mellem dem. Fælles QMT tilgange omfatter pulserende mætning 11 og selektive inversion recovery 12,13 metoder. Protokollen nedenfor beskriver anvendelse af den pulserede mætning tilgang, som udnytter den brede liniebredde af det makromolekylære proton-signalet, i forhold til den smalle linewidth af vandet proton-signalet. Ved at mætte makromolekylære signal ved resonansfrekvenser tilstrækkeligt forskellige fra vandet signal, vandet signal reduceret som følge af magnetisering overførsel mellem de faste og frie vand proton pools. Data analyseres under anvendelse af en kvantitativ biofysisk model. QMT er udviklet og anvendt i sunde muskler 14,15, og en nylig abstrakt optrådte beskriver dens implementering i muskelsygdom 16. QMT er blevet anvendt til at undersøge små dyremodeller for muskelinflammation, hvor det har vist sig, at inflammation aftager PSR 17. Idet MTafspejler både makromolekylære og vandindhold, kan MT-data også afspejle fibrose 18,19.

DT-MRI anvendes til at kvantificere den anisotrope diffusion adfærd af vandmolekyler i væv med ordnede, aflange celler. I DT-MRI, er vand diffusion måles i seks eller flere forskellige retninger; disse signaler tilpasses derefter til en tensor model 20. Udbredelsen tensor, D, diagonalized at opnå tre egenværdier (som er de tre vigtigste diffusivitet) og tre egenvektorer (som angiver de retninger, der svarer til de tre diffusionskoefficienter). Disse og andre kvantitative indekser afledt af D giver information om vævsstruktur og orientering på et mikroskopisk niveau. De diffusion egenskaber muskel, især den tredje egenværdi af D og graden af diffusion anisotropi, reflektere muskelinflammation 17 og muskelskader på grund af eksperimentel skade 21, stamme skade 22, og sygdom 23,24. Andre potentielle påvirkninger på diffusion egenskaber muskler omfatter ændringer i celle diameter 25 og permeabilitet membran ændringer.

Endelig muskelatrofi, uden eller uden makroskopisk fedtinfiltration, er en patologisk komponent af mange muskelsygdomme. Muskel atrofi kan evalueres ved hjælp af strukturelle billeder til at måle muskel tværsnitsareal eller volumen og FW-MRI til at vurdere fedtinfiltration. Fedtinfiltration kan kvalitativt beskrevet i T 1 - og T2-vægtede billeder 26, men fedt og vand signaler måles bedst ved at danne billeder, som udnytter de forskellige resonansfrekvenser af fedt og vand protoner 27-29. Kvantitative fedt / vand billeddannende metoder er blevet anvendt i muskelsygdomme såsom muskeldystrofi 1,30,31, og kan forudsige tabet af ambulation hos disse patienter 31.

32 offentliggjort. Protokollen indeholder standard impulssekvenser samt radiofrekvens (RF) og gradient objekter magnetfelt specifikt programmeret på vores systemer. Forfatterne forventer, at protokollen er også anvendelig i andre neuromuskulære lidelser karakteriseret ved muskelatrofi, inflammation og fedtinfiltration (såsom muskeldystrofier).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

BEMÆRK: Læseren mindes om, at al forskning med menneskelige forsøgspersoner skal godkendes af den lokale Institutional Review Board (IRB) for brug af personmotiver i forskning. Forskning deltagere skal informeres om de formål, procedurer, risici og fordele ved den foreslåede forskning; tilgængeligheden af ​​alternative behandlinger eller procedurer; tilgængeligheden af ​​vederlag; og deres ret til privatlivets fred og til at trække deres samtykke og afbryde deres deltagelse. Forud for MRI test session, en investigator skal præsentere et forskningspotentiale deltager med en IRB-godkendt informeret samtykke dokument (ICD), forklare dens indhold, og bede forskningspotentiale deltager, hvis han / hun ønsker at deltage i undersøgelsen. I så fald vil deltageren underskrive og datere ICD før de har afsluttet nogen af ​​de trin i protokollen her.

1. Foranstaltninger Før testdagen

  1. Begræns livsstilsvaner, der kunne forvirre Data
    1. Instruer deltageren ikke at udføre moderat eller kraftig motion i løbet af 48 timer før testning. Instruer deltageren at afholde sig fra over-the-counter medicin og alkohol indtag i løbet af de 24 timer før testning. Instruer deltageren til at afstå fra brug af tobak eller koffein forbruget i 6 timer før testning.
    2. Inden undersøgelsen udføres, bekræfter, at deltageren har været i overensstemmelse med disse instruktioner.
  2. Forbered MR System
    1. Sikre adgang til alt nødvendigt udstyr, som anført i tabellen af materialer og udstyr.
    2. Definer en MR-protokol; foreslåede parametre findes i tabel 1 - 5.

2. Day of Test: Forbered MRI datafangst

  1. Sikkerhed Conduct Screening
    1. Skærm for potentielle farer i MRI miljø ved at have en MRI sikkerhed-tregnede sundhedshjælper præsentere forskning deltager med en passende MRI sikkerhed formular, som den, der findes på www.mrisafety.com.
    2. Hvis der nogen implanterede magnetiske eller magnetisk følsomme genstande, sikre, at de er sikre for MR-scanning.
  2. Forbered MR System
    1. Sørg for, at alt personale har fjernet alle magnetiske og magnetisk følsomme genstande inden de kommer ind i lokalet, der huser MRI-systemet. Udfør denne kontrol, hver gang, at nogen kommer ind i MRI rummet.
    2. Forbered MRI systemet ved at modtage spolen på patientens seng af MRI-systemet. Også placere en madras med ark og pude med pudebetræk på sengen. Har stropper til rådighed til at placere rundt lår og ryghynder eller puder til at placere under knæene.
    3. Start software interface, indtaste patientdata, og åbn imaging-protokollen.
  3. Placer Research deltager på MR Scanner Table <ol>
  4. Overhold forskning deltager, som han / hun kontrollerer hans / hendes person, og tøj til magnetisk følsomme genstande. Fastgør disse objekter uden for MRI værelse i en aflåselig beholder. Indtast MRI værelse med forskningen deltageren umiddelbart efter endt dette trin.
  5. Placer deltageren på patienten seng i en liggende, fødder-første position. Placer legemsdelen, som skal afbildes så tæt på midterlinjen af ​​bordet som praktisk. Place ryghynder eller puder under knæene for at give trækaflastning i lænden og placere en pude under hovedet. For at begrænse bevægelse, forsigtigt, men effektivt sikre lår, ben og fødder, og sikre, at deltageren er behageligt.
  6. Anbring RF-modtageren spole omkring deltagerens lår og tilslut den til MRI-systemet.
  • Instruer deltageren og Komplette Endelige Pre-test Steps
    1. Giv instruktioner om, hvordan man kommunikerer med efterforskerne. Angiv participant med høreværn og signalgivning, der kan bruges til at ringe for at få opmærksomhed, hvis nødvendigt. Instruer deltageren af ​​behovet for at stå stille under og mellem alle billeddiagnostiske sekvenser.
    2. Advance patienten seng i MR-scanner, således at legemsdelen, som skal afbildes flugter til midten af ​​MR scanner.
    3. Efter at have forladt MRI rummet, bekræfter, at patienten kommunikationssystem fungerer, og se, at deltageren er behageligt. I hele protokollen, kommunikerer regelmæssigt med deltageren for at sikre hans / hendes komfort og overholdelse af instruktioner.
  • 3. Dag Test: Anskaf MRI data

    1. Forberedende Steps
      1. Som MRI systemet bestemmer de instrumentale indstillinger og kalibreringer før hver imaging sekvens (centerfrekvens, receiver gevinst kalibrering, etc.), fører tilsyn disse processer og sikre, at hvert trin der udføres correctly.
      2. Ved hjælp af en egnet software interface erhverve et sæt Localizer billeder (også kendt som pilot eller scout billeder); hjælp foreslåede parametre vist i tabel 2.
      3. Bestem, hvor at placere centret skive for qMRI opkøb data, ved at identificere områder med skader og / eller ved at referere den skive position i forhold til reproducerbare anatomiske vartegn.
    2. Sende og modtage Coil Calibration Steps
      1. For disse trin samt alle de efterfølgende billedbehandling trin, definere region anatomi til at optimere homogenitet det statiske magnetfelt (B 0), en proces kendt som "mellemlæg". Se figur 1A for den typiske placering af afstandsstykker volumen af interesse (VOI) anvendt i de foreliggende undersøgelser.
      2. Hvis MR-scanneren har en multi-element transmission spole, erhverve en RF kalibrering datasæt.
      3. Hvis MR-scanneren har en multi-element modtager spole, erhverveen rumlig følsomhed kort over spolerne.
    3. Anskaf Strukturel MR data
      1. Anskaf høj opløsning, multi-slice, T 1-vægtede billeder ved hjælp af en hurtig spin-ekko (FSE) sekvens; de billeddannende parametre, der anvendes i de foreliggende undersøgelser er tilvejebragt i tabel 1.
      2. Anskaf høj opløsning, multi-slice, T2-vægtede billeder ved hjælp af en FSE sekvens; de billeddannende parametre, der anvendes i de foreliggende undersøgelser er tilvejebragt i tabel 2.
    4. Anskaf Data til realtid Kvalitetskontrol og Making efterbehandling Rettelser
      1. Anskaf tredimensionale (3D) flere gradient-ekko data til beregning af B 0 markkort. De billeddannende parametre, der anvendes i de foreliggende undersøgelser er tilvejebragt i tabel 3.
      2. Undersøg de markkort at sikre, at der ikke er nogen afvigelser på maksimalt ± 60 Hz (ca. 0,5ppm ved 3 Tesla) over hele billedet. Hvis der er, vedtage en alternativ tilgang til lagdannelse (anden metode, anderledes placering af VOI osv.).
      3. Anskaf 3D-data til beregning af nutationen vinkel maps. De billeddannende parametre, der anvendes i de foreliggende undersøgelser er tilvejebragt i tabel 2.
      4. Undersøg de markkort at sikre, at der ikke er nogen områder, der afviger for meget fra den nominelle nutationen vinkel. For RF impulser, der bruges i denne protokol, er afvigelser større end ± 30% af den nominelle nutationen vinkel betragtes som for voldsomt.
    5. Anskaffe qMRI data
      1. Anskaf 3D-billeder til beregning af T 1, ved hjælp af en inversion recovery sekvens. De billeddannende parametre, der anvendes i de foreliggende studier er vist i tabel 3.
      2. Gentag T 1 måling i nærværelse af fedt signal undertrykkelse (FS, denne parameter er abbreviated T 1, FS).
      3. Erhverve single-slice billeder til beregning af T 2, ved anvendelse af en multipel spin-ekko sekvens. Brug billeddannende parametre vist i tabel 3.
      4. Gentag T 2 målingen i nærværelse af FS (T2, FS).
      5. Acquire 3D-billeder til beregning af QMT parametre, ved hjælp af en pulseret mætning sekvens med FS og de billeddannende parametrene i tabel 4.
      6. Erhverve multi-slice data til beregning af diffusion-tensor parametre, ved hjælp af en serie af diffusions--vægtede billeder. De billeddannende parametre, der anvendes i disse undersøgelser er vist i tabel 4.
      7. Erhverve 3D-data til beregning af fedt / vand-billeder under anvendelse af en serie på seks gradient-ekko-billeder. De billeddannende parametre, der anvendes i disse undersøgelser er angivet i tabel 5.
    6. Efter endt qMRI protokollen
      1. Sørg for, atalle billeder er af egnet kvalitet ved at undersøge dem for potentielt korrigerbare artefakter og ved måling af tilstrækkelig signal-til-støj-forhold.
      2. For hver qMRI datasæt, definere flere regioner af interesse (ROI'er) i billedet serien og undersøge signalet som en funktion af den pågældende parameter (for eksempel til de T 1-afhængige data indhentet i trin 3.5.1 og 3.5.2, plotte signalet som en funktion af TI og sikre, at data følger inversion-recovery funktion nedenfor i trin 4.1.2).
      3. Efter at have afsluttet en personlig screening for magnetisk følsomme genstande Indtast MRI rummet. Fjern deltager fra magneten, fjerne alle stropper og polstring, og hjælpe deltageren i forlader MR scanner og MR rum.
      4. Overfør data ved hjælp af metoder kompatible med lokale sundhed love om privatlivets fred, til en lokal arbejdsstation til forarbejdning; data kan eksporteres som Digital Imaging Communications i Medicine (DICOM) filer eller sælgeren'S proprietære format (den anvendte metode i denne protokol).

    4. Analyse af qMRI data

    1. Beregn Maps Parametric
      1. Brug en computer program designet til scientific computing og billedanalyse. Ved at undersøge et histogram af de signalintensiteter i billedet, danner et signal tærskel-baserede image maske, der afgrænser områder af signal fra områder med støj. Gennemfør nedenstående trin for hver pixel i signalet dele af billederne.
      2. Analyser T 1-data ved at måle signalintensiteten S for hver inversion gang (TI). Derefter passer værdierne for S til en inversion-recovery med reduceret pre-forsinkelse model:

        ligning1

        hvor M 0 er et signal intensitet repræsenterer magnetisering ved ligevægtstilstanden, S f er inversion ratio,og TD er præ-forsinkelsestiden. Derefter passer til dataene med FS til den samme model, så bestemmelsen af langsgående relaksationstidskonstant med FS, T 1, FS.
      3. Analyser T 2-data ved at måle S ved hvert TE. Derefter passer dataene til en mono-eksponentiel henfald model:

        Equation2

        hvor N er styresignalforskydningen ved baseline. Læseren kan også beslutte at passe data til en multi-eksponentiel model, som den nedenfor:

        Equation3

        hvor J er antallet af eksponentielle komponenter og f og T 2, j er signalet fraktion og T 2 værdier forbundet med j'te komponent. Eller, kan læseren bruge en ikke-negative mindste kvadraters (NNLS) metode 3. I lAtter tilfælde, Multi-eksponentiel Afslapning Analysis (Mera) værktøjskasse 33 er frit tilgængelige; andre programmer findes også. Gentag disse analyser for dataene med og uden FS.
      4. For at analysere QMT data, måle S for hver bestråling magt og frekvens offset. Ret de nominelle bestråling beføjelser (repræsenteret ved ω 1 i ligningen nedenfor) ved hjælp af nutationen vinkel kort. Ret frekvens forskydninger (Δ f i ligningen nedenfor) ved hjælp af B 0 maps til at justere de anvendte offset frekvenser. Derefter passer til dataene til følgende model 34,35

        Equation4

        hvor kursen fra den makromolekylære puljen til frit vand pool, er den langsgående afslapning på det frie vand pool, er den langsgående afslapning på den makromolekylære pool (antages at være 1 s -1), er PSR, er T 1CWPE er den gennemsnitlige effekt af mætning puls. Den mætning på den langsgående magnetisering af makromolekylære pool, beskrives af en super-Lorentz model, som beskrevet i arbejde ved Henkelman og kolleger 34,35.
      5. For at analysere de DTI data, først bruge en affin transformation algoritme 36 at registrere hver diffusion-vægtet billede til det tilsvarende ikke-diffusion vægtet billede. Så for hver pixel, måle værdierne for S i den ikke-diffusion vægtede billede og i hvert diffusion-vægtede retning. Form en matrix bestående af diffusion kodning retninger. Ved hjælp af multivariat, vægtet mindste kvadraters regression, relatere signalet data om udbredelsen kodning matrix og formular D. Diagonalize D og udføre en størrelsesorden-sortering af egenværdierne og deres egenvektorer. Derefter beregne middelværdien diffusivitet (MD) som:

        "Equation5"
        hvor λ 1, λ 2, og λ 3 er egenværdier af diffusion tensor. også beregne den fraktionerede anisotropi (FA) som:

        Equation6
      6. Analyser FWMRI data via en kvantitativ tilgang, der adskiller vand og fedt signaler baseret på kemiske skift (såsom FattyRiot algoritme, tilgængelig til gratis download fra https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. Definer Regioner af interesse for Analysis
      1. Angiv ROIs på de anatomiske billeder (ved at definere grænserne for hver muskel af interesse). Et eksempel er vist i figur 1.
      2. Ændre størrelsen på ROIs at matche matricen størrelse qMRI billeder. Som nødvendigt justere tilpasningen af ​​de ROI'er at matche qMRI kortet (for eksempel, hvis deltageren flyttetmellem anskaffelser, kan en oversættelse af positionen ROI være nødvendigt at undgå overlapning muskel grænser).
      3. Undersøg hver ROI. Hvis det er nødvendigt, at der ikke pixels er inkluderet, der indeholder partielle mængde artefakter, ikke-kontraktile væv, og flow-artefakter; se figur 1 for eksempler.
      4. Beregn middelværdi og standardafvigelse af de qMRI værdier i alle pixels inden de valgte ROIs.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    Figur 1 viser repræsentative aksiale anatomiske billeder erhvervet ved midt på låret af en patient med polymyositis. Også vist er placeringen af ​​i plan projektion af shim volumen. Repræsentative parameter kort for hver qMRI metode, som alle stammer fra den samme patient, der leveres fra figur 2 - 7.

    Figur 2A og 2B viser Δ B 0 og nutationen vinkel markkort hhv. B 0 markkort demonstrerer en stærk rumlig sammenfald mellem dens areal af højeste felt homogenitet og placeringen af VOI til lagdannelse, som indikeret i figur 1A. I muskulaturen, de Δ B 0 værdier varierede fra -40 til 52 Hz, med en middelværdi på 9,3 Hz og en standardafvigelse på 11,2 Hz. I nutationen vinkel kortet, værdierne varierede from 84,7 til 122,3% af den nominelle nutationen vinkel. Ved at sammenligne kortet nutationen vinkel med de strukturelle billeder i figur 1, kan det ses, at afvigelserne fra ideelle nutationen vinkel er mere alvorlige i de posteriore muskler og er ikke klart korreleret med tilstedeværelsen af fedt i en voxel.

    Sample T 1 relaxometry data er præsenteret i figur 3. Billederne er maskeret til at udelukke spæk og støj regioner i billedet. Figur 3A viser stikprøve T 1-data og Figur 3B viser prøve T 1, FS-data. Det er tydeligt i figur 3A, at T 1 af fedt er betydeligt lavere end for muskler; derfor T 1 værdier for muskel målt uden brug FS er lavere end de T 1, FS-værdier. Også brugen af ​​FS resultater ivæsentligt tab af signal fra regioner af fedterstatning eller spæk. Der er derfor pixels i disse billedområder, der enten er blottet for indbyggede parametre, som repræsenterer restvand signaler efter FS, eller hvor parametrene er dårligt estimeret.

    Figur 4A viser en maskeret parametrisk kort over T 2, FS værdier og 4B viser T 2 værdier. Figur 4C viser en stikprøve T 2-afhængige signal henfald fra en enkelt pixel, og den bedste pasform af data til en monoeksponentiel model. En afvigelse fra monoeksponentiel afslapning adfærd noteres. Figur 4D viser resultaterne af NNLS analyse af disse samme signal data, med en enkelt bred top, der sandsynligvis indbefatter både fedt og vand komponenter.

    Figurerne 5, 6, 7 nuværende eksempler på QMT, DTI og FWMRI data henholdsvis. På QMT data, er kun PSR vist. Anvendelsen af ​​et signal tærskel til disse FS-data begrænser kurvetilpasning til disse voxels indeholder primært muskel, hvilket resulterer i frafald fra parameteren kort. Heterogenitet i musklen værdier for PSR bemærkes også. Selv om metoden også anslår vandet T 2 og valutakursen mellem de makromolekylære og gratis vand proton pools, er disse ikke præsenteres, fordi T 2 er bedre estimeres ved hjælp af dedikerede imaging-sekvenser, og fordi valutakursen er både unreliably estimeret og ufølsomme over for patologi .

    Figur 6A viser en parametrisk kort over MD, og figur 6B viser et kort over FA værdier. MD-værdier er forhøjede i blodkar. Desuden er FA-værdier reduceres i de regioner, der svarer til reduced PSR. Som med andre mængder, både MD og FA upræcist estimeret i fedt-udskiftet dele af musklen, hvor FS forårsager signal nedfald. Desuden er FA forhøjet uden for shim volumen. Endelig et fedtfraktion kort, beregnet ud fra FWMRI data, er vist i figur 7. Disse data kvantificere kvalitativt observerede fedt infiltration mønstre bemærket i figur 1. Den tilsvarende fraktion vand kort er simpelthen lig med (1 - fedt) og er ikke vist.

    figur 1
    Figur 1: Sample Anatomical Billeder fra en patient med polymyositis. Alle de data, der er vist i figur 2-7 blev erhvervet på denne skive position fra denne deltager. A. T 1 vægtede billede, med i plan projektion af afstandsanordningen volumen overlejret som cyan-farvet, halvgennemsigtig rektangel. T2-vægtede billede. Overlejret på billedet i grønne er en prøve ROI for vastus medialis musklen. Gennem den semi-transparente ROI, områder med høj signal, svarende til fedterstatning, er noteret. Den gule pil viser en intramuskulær sene, og magenta pilen angiver området af nerveforgrening af låret. Billederne bør inspiceres for flow artefakter, der kan opstå langs fase-kodning dimension og i overensstemmelse med arterien. Bindevæv såsom fedt og sener er anbefaling til udelukkelse fra ROIs; også, hvis der findes flow artefakter, de bør udelukkes. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Figur 2
    Figur 2: Δ B 0og nutationen Angle Maps, fra den samme patient afbildet i figur 1. A. Δ B 0 kort, med farveskalaen angiver afvigelsen af B 0 felt fra centerfrekvensen i Hz. B. nutationen vinkel kort, med farveskalaen angiver den procentdel af den nominelle nutationen vinkel. Billeder er blevet maskeret at udelukke værdierne fra støjen områder af billedet. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Figur 3
    Figur 3: Eksempel på T 1 Data fra den samme patient afbildet i figur 1. A. Kort af værdierne T 1, anslås ved tilpasning af dataene til inversion recovery med reduceret pre-forsinkelse model. Farveskalaenangiver T 1 værdi i s. B. Kort af T 1, FS-værdier, estimeret ved montering FS data til den samme model. Farveskalaen angiver T 1 værdi i s. Billederne er maskeret til at udelukke værdier fra det subkutane fedt, den kontralaterale ben, og støj regioner i billedet. Bemærk at T 1-værdier øges, når der anvendes fedt signal undertrykkelse. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Figur 4
    Figur 4: Eksempel på T 2 Data fra den samme patient afbildet i figur 1. A. Kort af T 2 værdier, estimeret ved montering af data til monoeksponentiel forfald med støj sigt model. Farveskalaenangiver T 2 værdi i ms. B. Kort over T 2, FS værdier estimeret ved montering af data til den samme model. I A og B er billederne blevet maskeret at udelukke værdier fra det subkutane fedt, den kontralaterale ben, og støj regioner i billedet. C. Prøve T2 signal henfald fra en pixel i panel C og bedste rette linje til monoeksponentiel model (men bemærk afvigelsen af signalet fra den model, der angiver en ikke-monoeksponentiel T2). Forkortelse ikke tidligere bemærket: AU, arbitrære enheder. D. Ikke-negative mindste kvadraters analyse af de samme rå signal henfaldsdata afbildet i C. Klik her for at se en større version af dette tal.


    Figur 5: Eksempel QMT data, fra den samme patient afbildet i figur 1. Farveskalaen angiver PSR, en dimensionsløs mængde afspejler forholdet mellem makromolekylære til frie vandprotoner. Brugen af ​​FS metoder resulterer i betydelig signal frafald fra de regioner i muskel, der er blevet erstattet af fedt. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Figur 6
    Figur 6: Sample Diffusion Data fra den samme patient afbildet i figur 1. Panel A viser den gennemsnitlige diffusivitet, med farveskalaen angiver diffusivitet med enheder med 10 -3 mm2 / s. Panel B viser fraktioneret anisotropi, which er en dimensionsløs mængde angiver afvigelsen af ​​diffusion system fra rent isotrop diffusion. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Figur 7
    Figur 7: Sample FWMRI data fra den samme patient afbildet i figur 1. Farveskalaen angiver fedtfraktionen; den tilsvarende fraktion vand kort er simpelthen (1 - fedt) og er ikke vist. Klik her for at se en større version af dette tal.

    Parameter localizers T 1-vægtede T2-vægtede
    Generel sekvenstype 2D, multi-slice, gradient-ekko 2D, multi-slice, hurtig spin-ekko 2D, multi-slice, hurtig spin-ekko
    Forberedelse faser Sender gevinst, receiver gevinst, centerfrekvens, auto-shim Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim
    modtagespole Cardiac Cardiac Cardiac
    Antal excitationer 1 1 1
    Total scan varighed (min: sek) 01:23 01:40 00:54
    Geometri Anatomisk plan (er) Axial, koronale, og sagittal Axial Axial
    Antal skiver / fly 20 11 11
    Snittykkelse (mm) 10 7 7
    Inter-slice mellemrum (mm) 0 0 0
    Slice erhvervelse ordre Interleaved Interleaved Interleaved
    erhvervet matrix 150 x 150 340 x 335 256 x 256
    rekonstrueret matrix 512 x 512 512 x 512 512 x 512
    Synsfelt (mm) 450 x 450 256 x 256 256 x 256
    Rekonstrueret voxel størrelse (mm) 0,88 x 0,88 x 10,00 0,50 x 0,50 x 7,00 0,50 x 0,50 x 7,00
    Kontrast Gentagelse tid (ms) 9 530 3000
    Effektiv echo tid (ms) 7 6.2 100
    Echo afstand (ms) N / A 6.2 11.8
    Excitation flipvinkel (°) 20 90 90
    Nyt fokus flipvinkel (°) N / A 110 120
    RF afstandsstykker Statisk Adaptive Adaptive
    erhvervelse Signal Udlæsning typen kartesiske kartesiske kartesiske
    parallel billeddannelse Ingen SENSE (g = 1,4) SENSE (g = 2,0)
    Båndbredde / pixel (Hz / pixel) 1237,8 377,1 286,6

    Tabel 1: Parametre, der anvendes til Localizer Imaging og Structural Imaging. Alle sekvenser bruge kvadratur kropsspolen til transmission RF-felter. Parametre som TR, TE, ekko afstand, og antallet af ekkoer kan justeres lidt afhængigt af eksperimentelle behov og samtidig bibeholde T 1 - og T 2 - vægtning. Forkortelse ikke tidligere bemærket: g, parallel billeddannelse acceleration faktor. Store synsfelt billeder anbefales, da de kan bruges til at lokalisere patologi og identificere steder for qMRI sekvenser. Det sagittale og koronale opkøb er især nyttige i denne henseende.

    Parameter billedsekvens
    B 0 -Mapping Flip Vinkel-Mapping
    Generel sekvenstype 3D, flere RF-forkælet gradient-mindede ekko 3D, hurtig gradient-ekko, dual TR
    Forberedelse faser Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim
    modtagespole Kvadratur-krop Cardiac
    Antal excitationer 1 1
    Total scan varighed (min: sek) 01:26 04:33
    Geometri Anatomisk plan (er) Axial Axial
    Antal skiver 11 55
    Snittykkelse (mm) 7 7
    Inter-slice mellemrum (mm) 0 0
    erhvervet matrix 64 x 64 x 6 64 x 64 x 27
    rekonstrueret matrix 128 x 128 x 11 128 x 128 x 55
    Synsfelt (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256 x 385
    Rekonstrueret voxel størrelse (mm) 2.00 x 2,00 x 7,00 2.00 x 2,00 x 7,00
    Kontrast Gentagelse tid (ms) 150 30,0, 130,0
    Echo tid (ms) {4,6, 6,9} 2.2
    Excitation flipvinkel (°) 25 60
    RF afstandsstykker Adaptive Adaptive
    erhvervelse Signal Udlæsning typen kartesiske kartesiske
    Båndbredde / pixel (Hz / pixel) 302,5 499,4

    Tabel 2: Parametre used for Δ B 0 og nutationen Angle Mapping. Begge sekvenser bruge kvadratur-organ spole til transmission af RF-felter; hverken sekvens bruger parallel billeddannelse.

    Parameter billedsekvens
    T 1 -Mapping T 2 -Mapping
    Generel sekvenstype 3D, Inversion inddrivelse med gradient-forkælet, gradient-mindede ekko udlæsning 2D, enkelt skive, multiple-spin-ekko
    Forberedelse faser Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim
    Antal excitationer 1 2 Total scan varighed (min: sek) 01:44 00:04
    Geometri Anatomisk plan (er) Axial Axial
    Antal skiver 11 1
    Snittykkelse (mm) 7 7
    Inter-slice mellemrum (mm) 0 0
    erhvervet matrix 128 x 128 x 6 128 x 128
    rekonstrueret matrix 128 x 128 x 11 128 x 128
    Synsfelt (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Rekonstrueret voxel størrelse (mm) 2.00 x 2,00 x 7,00 2.00 x 2,00 x 7,00
    Kontrast Gentagelse tid (ms) Varieret 4000
    inversion puls 180 °, 1 ms, form: block N / A
    Inversion nyttiggørelse gange (ms) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    Pre-forsinkelse (ms) 1500 N / A
    Fat signal suppression (når anvendt) 1331 binomial vand-selektiv excitation Spair (power: 2 uT, inversion forsinkelse 202 ms, frekvens offset 250 Hz);
    Sinc-Gauss pre-puls (90 °, varighed: 18 ms, frekvens offset: 100 Hz)
    Excitation flipvinkel (°) 10 90
    Nyt fokus puls N / A Version-S
    Echo tid (ms) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    Antal ekkoer / ekko afstand (ms) N / A N / A
    RF afstandsstykker Adaptive ADAPtiv
    erhvervelse Signal Udlæsning typen kartesiske kartesiske
    parallel billeddannelse SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Båndbredde / pixel (Hz / pixel) 383 335,1

    Tabel 3: Parametre, der anvendes til T 1 og T 2 Kortlægning. T 1 og T 2-data erhverves med og uden FS. Begge sekvenser bruger kvadratur krop spole til transmission af RF-felter og en seks-element cardiac spole til signalmodtagelse. Gentagelsen varierer for T 1 -mapping sekvens, fordi det bruger en fast pre-forsinkelse med variabel inversion time.

    Parameter billedsekvens
    QMT DTI
    Generel sekvenstype 3D, MT-vægtet gradient-mindede ekko 2D, multi slice, single-shot spin-ekko EPI
    Forberedelse faser Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim
    Antal excitationer 2 6
    Total scan varighed (min: sek) 10:41 06:28
    Geometri Anatomisk plan (er) Axial Axial
    Antal skiver 11 11
    Snittykkelse (mm) 7 7
    Inter-slice mellemrum (mm) 0 0
    erhvervet matrix 128 x 128 x 6 64 x 64
    rekonstrueret matrix 128 x 128 x 1 128 x 128
    Synsfelt (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Rekonstrueret voxel størrelse (mm) 2.00 x 2,00 x 7,00 2.00 x 2,00 x 7,00
    Kontrast Gentagelse tid (ms) 50 4.000
    MT puls Nominelle flip vinkler: 360 °, 820 °;
    Pulse bredde: 20ms;
    Frekvensforskydninger: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz
    N / A
    Diffusion vægtning (b) (s • mm -2) N / A b = 450;
    15 retninger + en b= 0 billede
    Fat signal suppression (når anvendt) 1331 binomial vand-selektiv excitation Gradient vending;
    Sinc-Gauss pre-puls (90 °, varighed: 18 ms, frekvens offset: 100 Hz)
    Echo tid (ms) 3.9 48
    Antal ekkoer / ekko afstand (ms) N / A N / A
    Excitation flipvinkel (°) 6 90
    RF afstandsstykker Adaptive Adaptive
    erhvervelse Signal Udlæsning typen kartesiske kartesiske
    parallel billeddannelse SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Båndbredde / pixel (Hz / pixel) 383 42.1

    Tstand 4: Parametre, der anvendes til QMT og DTI. Begge sekvenser bruge kvadratur-organ spole til transmission af RF-felter og en seks-element cardiac spole til signalmodtagelse. Forkortelse ikke tidligere bemærket: EPI, ekko-planar billeddannelse.

    erhvervelse Signal
    Parameter billedsekvens
    FW-MR
    Generel sekvenstype 3D gradient-mindede ekko
    Forberedelse faser Modtager gevinst, centerfrekvens, VOI shim
    RF-transmission spole Quandrature-krop
    modtagespole Cardiac
    Antal excitationer 1
    Total scan varighed (min: sek) 00:18
    Anatomisk plan (er) Axial
    Antal skiver 11
    Snittykkelse (mm) 7,0 mm
    Inter-slice mellemrum (mm) 0 mm
    erhvervet matrix 128 x 128 x 4
    rekonstrueret matrix 128 x 128 x 7
    Synsfelt (mm) 256 x 256 x 77
    Rekonstrueret voxel størrelse (mm) 2.00 x 2,00 x 7,00
    Kontrast Gentagelse tid (ms) 75
    Excitation flipvinkel (°) 22
    Echo gange (ms) {1,34, 2,87, 4,40, 5,93 ... 8,99}
    Excitation flipvinkel (°) 6
    RF afstandsstykker Adaptive
    Udlæsning typen kartesiske
    parallel billeddannelse SENSE (g = 1,3)
    Båndbredde / pixel (Hz / pixel) 1395,1

    Tabel 5: Parametre, der anvendes til FW-MRI.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Muskel sygdomme som de muskeldystrofier og idiopatiske inflammatoriske myopatier udgør af gruppe af sygdomme, der er heterogene i ætiologi og, som individuelle enheder, sjældne i deres forekomst. For eksempel, Duchenne muskelsvind - den mest almindelige form for muskelsvind - har en forekomst af en i 3500 levende mandlige fødsler 37,38; dermatomyositis, som denne protokol er blevet anvendt, har en forekomst på 1 i 100.000 39. Den højere kollektive forekomst af disse sygdomme, dog, og deres ofte overlappende patologiske tegn - atrofi, inflammation, fedt infiltration, skader membran, og fibrose - støtte udviklingen og anvendelsen af ​​et fælles sæt af metoder til kvantitativ karakterisering af disse sygdomme.

    QMRI er i stand til at karakterisere mange af disse patofysiologiske forandringer ikke-invasivt. Som med enhver videnskabelig metode, skal qMRI undersøgelser gennemføres på en bileful måde. Et grundlæggende spørgsmål er sikkerhed. Desuden har hver qMRI her beskrevne fremgangsmåde forbundet fejlkilder; og af indlysende grunde er det vigtigt at forstå og anerkende disse fejl. Endelig er mange af målingerne har en kompleks fortolkning. Disse spørgsmål diskuteres her. Ved at præsentere Diskussion, kan vi konstatere, at den protokol, der præsenteres her beskriver, hvad vi føler er den bedste eksperimenterende tilgang til vores formål. Vi anerkender, at andre kan have forskellige synspunkter, yderligere viden, eller kan vælge at afveje de mulige resultater af protokol optimering anderledes, end vi har. Ligeledes kan læserens MRI-system ikke har alle de muligheder, der er beskrevet i protokollen til rådighed; eller læseren kan have yderligere muligheder, der ikke er tilgængelige på vores system. Vi har noteret, hvilke aspekter af vores protokol er blevet custom-programmeret på vores system. Læseren tilrådes at overveje alle litteraturen helt, undersøge alle relevante muligheder på hans / hendes system, ogtræffe beslutninger, der resulterer i den bedst mulige protokol for hans / hendes eksperimentelle formål.

    MRI Safety Issues
    MRI anvender flere typer af magnetfelter. B 0 feltstyrke af systemet anvendt ved undersøgelserne beskrevet her er 3,0 Tesla, eller ca. 15.000 gange jordens felt på ~ 0,2 mT. Pulsed RF magnetfelter (B 1) anvendes til at indføre energi i spin-system og skabe resonansfænomenet. Gradient magnetfelter tændes og slukkes under billedbehandling sekvens og anvendes til flere formål. De bruges til at skabe en lineær sammenhæng mellem NMR frekvens og rumlige position med henblik på rumlige kodning og anvendes også til at eliminere uønskede kilder til signaler.

    Hver af disse typer af magnetfelter har sikkerhedsproblemer forbundet med det. En væsentlig sikkerhedsrisiko forbundet med B 0 felt er encceleration af magnetiske genstande mod magneten. B 0 felt er altid til stede. Fordi styrken af et magnetfelt varierer som en funktion af 1 / d 3, hvor d er afstanden fra kilden af marken, de B 0 felt øges hurtigt som man nærmer sig MRI-systemet. Ferromagnetiske genstande kan accelereres mod MRI-system med ringe eller ingen advarsel og kan forårsage alvorlig skade eller død. Derfor skal de fjernes og fastgøres uden for MRI rummet. Andre farer, der er forbundet med B 0 område er placeringen af unormale momenter på implanterede magnetiske genstande og sletning eller andre skader på magnetisk følsomme enheder. B 1 felter kan varme væv, og denne virkning kan forstærkes i områderne omkring implanterede metalgenstande. Gradient felter kan fremkalde elektriske strømme i ledende genstande (såsom nerver og implanteret medicinsk udstyr). Den omskiftning af hældningfelter genererer også potentielt højt og ubehagelig akustisk støj. Offentlige reguleringsorganer har placeret strenge grænser for de niveauer og varigheder af eksponering for disse forskellige typer af magnetfelter, og menneskelige billeddannende systemer har iboende software kontrol, der sikrer overholdelse af disse retningslinjer.

    Læseren skal vide, at denne præsentation er noget overfladisk. Det påhviler alle medarbejdere i forbindelse med MRI test for at være helt klar over alle relevante sikkerhedsspørgsmål og hvordan man kan forebygge ulykker. Desuden bør alle medarbejdere i forbindelse med MRI test screenes for potentielt farlige implanterede metaller eller medicinsk udstyr.

    Pre-test Livsstil Begrænsninger
    Udøvelse så meget eksperimentel kontrol over pre-test livsstil adfærd som muligt, er en vigtig del af denne protokol. Tilfælde af T 2 målinger er angivet som eksempel på, hvorfor denne kontroler nødvendigt. T 2 betragtes en førende MRI biomarkør for neuromuskulær sygdom 40. Imidlertid kan musklen vand proton T 2 hæves af flere grunde. I qMRI undersøgelser af neuromuskulære sygdomme, er T 2 målt i nærvær af FS generelt formodes at afspejle en tilstand af kronisk inflammation relateret til sygdom sværhedsgrad, mens den ikke-FS T 2 også kan afspejle fedtinfiltration. Dog kan T 2 også gennemgå mellemlang sigt stigninger på grund af excentrisk arbejde 41, hvilket kan påvirke patienter og raske forsøgspersoner forskelligt 42. Af denne grund, anbefaler forfatterne begrænser moderat eller kraftig motion i 48 timer før testning. T2 kan også gennemgå kortere levetid stigninger som følge af akutte anfald af motion 43,44. For en patient med svær muskel tab, kunne gå udgøre motion intens nok til at ophøje T

    Dataopsamling og analyse: General Issues
    Et vigtigt punkt er, at omhyggelig pilotforsøg, først hos raske personer og derefter i personer med sygdommen af ​​interesse, er af afgørende betydning. Mange eksperimentelle muligheder er meget specifikke for MRI-systemet (herunder men ikke begrænset til B 0 feltstyrke, sims strategier, RF coil muligheder, maksimal magnetfelt gradient styrke, og tilgængeligheden af avancerede muligheder såsom RF puls form). Sekvensspecifikke pilot test mål er beskrevet nedenfor. Andre spørgsmål, der påvirker data kvalitet er biologisk karakter, såsom typen af ​​sygdom og de forventede typer patologi, alder af patientpopulationen, og selv kropsdelen, der skal afbildes. Alle disse faktorer bør overvejes under pilot tsante.

    Under dataopsamling selv, en hyppigt forekommende problem er bevægelse. Den billeddannende del af protokollen præsenteres her kan kræve så meget som en time. Nogle af sekvenserne (såsom ekko-planar billeddannelse) er ufølsomme over for bulk-bevægelse; men andre sekvenser er lange, kræver nøjagtige billede justering for præcis parameterestimering, og / eller har signaler, der er uløseligt motion-følsomme. Som nævnt i protokollen, tage skridt til at instruere deltageren og fremme hans / hendes komfort er en vigtig måde at forebygge både frivillige og ufrivillige bevægelser. En anden strategi er at begrænse bevægelse med polstring og forsigtigt, men effektivt, som er tilføjet stropper, der fastgøres til patientens seng. Billedregistrering teknikker er tilgængelige til efterbehandling; fordi musklerne er let deformerbare organer, er ikke-stive registrering teknikker ofte påkrævet. Ikke stift registrering vil altid være behov for diffusion billeddannende metoder baseret på ekko-planar billeddannelse.Trods den generelle nytte af billedregistrering teknikker, vil enhver fremgangsmåde til forebyggelse bevægelse eller reducere artefakter være overlegen til løsninger, der kræver omfattende efterbehandling. Definition af bedste tilgængelige strategi motion-reduktion i emnet populationen af ​​interesse bør være et mål for pilottest.

    God reproducerbarhed kræver konsekvens af skive placering. I protokollen trin beskriver vi refererer skive position til reproducerbare anatomiske vartegn. En effektiv strategi til dette i låret er at opnå koronale billeder af hele låret, tillader visualisering af hele lårben. Billedanalysen værktøjer på MRI-system omfatter typisk en digital lineal funktion. Dette kan bruges til at måle et bestemt punkt (som midtpunktet) af hovedet af lårben og femurkondylerne, og placere midterpositionen af ​​den pågældende del stablen der. Denne procedure er illustreret i videoen.

    inhomogent <em> B 0 og B 1 felter er uundgåelige problemer i MRI, men der findes strategier for at reducere niveauet af inhomogenitet. En grundlæggende strategi er at finde den kropsdel, der skal afbildes ved eller nær magnetens centrum. Protokollen præsenteres her omfatter B 0 mellemlæg rutiner, i forfatternes erfaring, er mest effektive for disse eksperimentelle betingelser. Fordi deltageren kan bevæge sig under den protokol, er B 0 afstandsstykker gentages som en del af kalibrering trin for hver sekvens. Også mange af de akkvisitioner anvender parallelle billeddiagnostiske teknikker til at fremskynde købet signal og derved reducere Δ B 0-afhængige forskelle i fase evolution, der forårsager billede forvridninger. Fordi RF sende spolen benyttet i disse undersøgelser indeholder to coil elementer, kan B 1 mellemlæg metoder anvendes og er beskrevet i protokollen. Desuden protokollen indbefatter &# 916; B 0 og nutationen vinkel felt kortlægning sekvenser for real-time kvalitetskontrol. Den ovenfor beskrevne protokol omfatter tolerancerne i Δ B 0 og nutationen vinkel, der er acceptable for de eksperimentelle betingelser, RF puls former og gradient ødelægge ordninger, der er beskrevet her. Disse blev bestemt i pilotforsøg og igen understrege værdien af ​​omhyggelig protokol udvikling.

    I praksis kan der være et begrænset antal strategier til rådighed i realtid for at påvirke B 0 og B 1 felter 'homogeneities, samtidig med at den metodisk sammenhæng, der er nødvendig for god eksperimentelle design. Brugere rådes derfor til at undersøge alle muligheder til rådighed for dem med grundig pilot test i sidste ende ankommer effektive og generelt anvendelige strategier for emnet befolkning af interesse. B 0 mellemlæg muligheder omfatter iterative metoder at Minimize en parameter såsom vand peak line-bredde ved halv maksimal tophøjde og metoder, der beregner de optimale indstillinger shim kanal ved hjælp af en Δ B 0 kortet. De tidligere fremgangsmåder kan være baseret på en ikke-lokaliseret erhvervelse eller, som i protokollen beskrevet her, erhvervelse af signal fra en lokalt volumen. Målene for pilot test af B 0 mellemlæg muligheder omfatter den bedste generelle strategi (iterativ vs. billedbaseret) samt oplysninger om, hvordan man bedst til at definere området af interesse for mellemlæg. Læseren kan overveje faktorer såsom størrelsen og retningen af ​​den mængde af interesse, at de relative mængder af muskler og fedt omfatter i mellemlæg volumen, og hvordan ud over skive stakken til shim. Det er værd at undersøge indenfor-skive projektion af afstandsanordningen mængden i hver skive, der skal afbildes.

    I tilfælde af feltet B 1, typen af RF-spoler anvendes til transmissionog modtagelse og de typer af RF pulser anvendes er vigtige determinanter for feltet homogenitet. De i tabellerne protokoller omfatter RF pulsparametrene som vi har fundet optimale for vores forsøgsbetingelser. Med hensyn spole udvælgelse, den her beskrevne protokol kombinerer separate volumen transmission og modtage-only volumen spoler. Transmissionen spolen er kvadratur-body spole, der er indbygget i systemet, og skaber en relativt homogen B 1 felt over et stort anatomisk område. Afhængigt af den anatomiske region, der skal undersøges, kan der være en række modtage coil optioner; i vores tilfælde, pilottest viste seks-element, fasede hjerte-spole for at være den bedste tilgængelige løsning. Andre valgmuligheder omfatter overflade bredbånd og kombinationen transmission / modtager volumen spoler. Overflade spoler er begrænset i indtrængningsdybde af feltet B 1, og vi generelt ikke anbefale deres anvendelse til billedbehandlingsprogrammer. Combination transmission / modtage volumen spoler kan tilbyde bedre signal-til-støj-forholdet (SNR) ydelse og B 1 homogenitet end en indbygget kvadratur-krop spole, men er ikke tilgængelige for alle anatomiske regioner. En sidste bemærkning er, at når udfaset-array-spoler er til rådighed, de tillader brugen af ​​parallelle imaging teknikker, der fremskynder erhvervelse og reducere rumlige forvridninger i teknikker såsom ekko-planar billeddannelse. Disse gevinster kommer med en SNR straf, dog, og så pilot test bør være rettet mod at finde den løsning, der giver bedst generelle billedkvalitet.

    Men fordi disse strategier ikke helt kompensere for inhomogen B 0 og B 1 marker, en anden anvendelse af Δ B 0 og nutationen vinkel markkort er i efterbehandling. Disse kort kan anvendes til at forbedre beregningen af ​​visse kvantitative parametre eller at korrigere billedforvrængninger. Men nogle Δ B 0 </ em> - og B 1 -relaterede problemer kan ikke være helt eller endda delvist correctable i efterbehandling. Nogle eksempler omfatter reduceret effekt af FS metoder, brutto billede forvridninger i teknikker såsom ekko-planar billeddannelse, lavt signal, dårlig refokusering effektivitet i T 2 målinger eller FSE metoder, og dårlig inversion effektivitet i T 1 målinger. Igen, strenge pilottest og realtid kvalitetskontrol trin er afgørende.

    Mange af sekvenserne anvender fedt-signal undertrykkelse eller vand-selektiv excitation som en mekanisme til at undgå signal kontaminering muskel ved fedt og / eller til reduktion af forekomsten af ​​artefakter forårsaget af de forskellige resonansfrekvenser af vand og lipid protoner. Når FS anvendes, en kombination af op til tre metoder anvendt. De alifatiske signaler reduceres eller fjernes ved hjælp af et spektralt selektiv adiabatisk inversion recovery (spair) puls, som selektivt vender disse signaler.Da signalet er gendannet efter signalværdi på -M 0 mod + M 0, er der et tidspunkt, hvor nettet signal er lig med nul. De billeddata erhverves på dette signal nulling punkt. Det skal bemærkes, at dette tidspunkt afhænger af parametre, såsom gentagelse tid og antallet af skiver, og så skal optimeres separat for hver sekvens under pilot testprocessen. Desuden bør båndbredden af ​​spair puls kun bred nok til at fjerne fedt signaler, således at reduktionen af ​​vand signal amplitude holdes på et minimum. Tage skridt til at maksimere B 0 ensartethed vil være nyttige i denne henseende. Mange af sekvenserne også bruge en mætning puls på olefiniske proton resonans 45; denne puls anvendes umiddelbart forud for billeddannelse sekvens. Hvor det er muligt, er en gradient vending anvendte teknik. I denne metode, er det tegn på skive udvælgelse gradient vendt mellem skive udvælgelse og Nyt fokus pulser; denne causes signalerer langt off-resonans fra vand ikke at blive fokuseret. En yderligere fordel ved denne fremgangsmåde er, at i modsætning til RF-baserede metoder, betyder gradient vending ikke tillade fedt signaler at være genetableret i langsgående afslapning under RF impulstoget. Yderligere strategier, såsom Dixon-baserede metoder 46, er også tilgængelige.

    Et fælles problem i dataanalyse er, om at bruge betyde ROI signalanalyse (hvor signalerne i et ROI midles og tilpasses derefter til en model) eller pixel-baserede analyser (i hvilken model fitting opstår på en pixel-for-pixel grundlag, og statistikker derefter beregnes for de monterede parametre). Fordelen ved den førstnævnte metode er, at signal midling forbedrer den effektive SNR. Hvis den iboende SNR er lav, så er denne strategi kan bidrage til at undgå parameter--forspændende virkninger af støj gulvet. Fordelen ved den sidstnævnte fremgangsmåde er, at rumlig heterogenitet er et fælles patologisk træk af neuromuskulære lidelser. Ved montering than sætter på en pixel-for-pixel basis, kan denne heterogenitet blive værdsat og anvendt til at karakterisere yderligere aspekter af sygdommen fænotype. Hvis SNR tillader denne type analyse, der skal udføres gyldigt, forfatterne anbefale denne fremgangsmåde. Nyligt arbejde af Willcocks og kolleger illustrerer værdien af denne tilgang i overvågningen sygdomsprogression 47.

    Dataopsamling og analyse: Imaging Sekvens-specifikke Issues
    Protokollen bruger inversion recovery metoder til en robust måling af T 1. En praktisk begrænsning af mange implementeringer af inversion recovery sekvens er en lang total scanningstid. Den anvendes i denne protokol sekvens bruger en tre-dimensionel, Hurtig, Low-Angle Shot (FLASH) udlæsning, en beskeden mængde af parallel billeddannelse acceleration, og en reduceret præ-sekvens forsinkelse for at mindske den samlede scanningstid til mindre end to minutter. Syv inversion gange samples, fordelt i en omtrentligly geometrisk progression fra 50 til 6000 ms. Denne strategi prøver inversion-recovery signal curve oftest den under de dele af signalet recovery når tiden derivat af signalet er højest. Sekvensen gentages med og uden FS fordi inflammation og fedtinfiltration har forstyrrende virkninger på den samlede proton T 1: inflammation øger vandet T 1, mens fedt har en lavere T 1 end vand. Således måler både T 1 og T 1, FS hjælpemidler i fortolkningen af data, fordi det tillader en at løse mellem disse modsatrettede påvirkninger af fedt infiltration og inflammation på T1. Parameterestimering opnås ved anvendelse af ikke-lineær, mindste kvadraters regression metoder i en scientific computing softwarepakke.

    De T 2 målinger udført under FS og ikke-FS betingelser så godt, end for en analog grund: inflammation og fedt hver kan øge T 2. Foruden inflammation, ville patologiske processer såsom Z-disc streaming og tab membranintegritet også forventes at påvirke vandet T 2-værdier. Selv om måling af både T 2 og T 2, kan FS ikke skelne mellem alle disse kilder til patologi, denne praksis gør råd øget for fortolkning til dataene ved at løse mellem generel og muskelvæv-specifik patologi. En alternativ strategi til måling af en vand-only T 2 værdi er at anvende 1H MR spektroskopi til separat vand fra lipider på det kemiske skift akse af spektret. Selv om denne fremgangsmåde har væsentligt lavere rumlig opløsning end billedbehandling og kan være genstand for brugeren diskretion og subjektivitet vedrørende placering lydstyrken under dataopsamling, det giver en entydig måde at adskille vand oglipid signaler.

    Protokollen for T 2 måling præsenteres her beskæftiger flere metoder til at afbøde nogle almindelige fejlkilder i T 2 målinger, nemlig B 1 inhomogenitet og stimuleret ekko dannelse fra ufuldkomne Nyt fokus pulser. Stimulerede ekkoer dannes ved enhver kombination af tre ikke-180 ° pulser. I betragtning af, at en vis grad af B 1 inhomogenitet altid eksisterer, og at multi-ekko tog bruges til at prøve den T 2 -afhængige signal forfald, stimulerede ekkoer er en potentielt vigtig kilde til fejl i T 2 målinger. De strategier, der anvendes her til at eliminere stimuleret ekko dannelse indbefatter anvendelsen af en enkelt erhvervelse skive, en optimeret sekvens af spoiler gradienter før og efter refokuseringen pulser 48, lineær ekko afstand 49, og anvendelsen af B 1 -insensitive "Version-S "kompowebsted refokuseringen puls 50, hvilket reducerer artefakter, der skyldes ufuldkomne refokusering og mens det stadig giver en tilstrækkelig båndbredde for at koncentrere både vand- og lipid signaler. I pilot test, observerede vi, at den optimerede ødelægge ordningen og Version-S puls væsentligt reduceret forekomsten af ​​stimulerede ekkoer. Vi bemærker, at begge disse formål er blevet programmeret specielt i vores system. Version-S puls gør øge Specific Absorption Rate (SAR) på RF-energi; således en lang TR og større inter-ekko afstand er forpligtet til at holde sig inden for de sikkerhedsmæssige grænser for SAR. forfatternes erfaring er dog, at godt trænes, komfortable patienter kan forblive tilstrækkeligt stille under ~ 12 min. total scan tid. Også den inter-ekko afstand værdi på 14 ms er tilstrækkeligt til at påvise flere eksponentiel afslapning, når den findes. En alternativ tilgang, ikke ansat her, er at inkludere omlægge puls effektivitet og stimuleret ekkoer ind i fitting 38,28, som vil give et B 1 kort og tillade flere slice opkøb 39. Læseren er også nævnt flere nylige papirer, der beskriver gennemførelsen og fortolkningen af T 2 målinger i muskel sygdom, som giver nogle lignende og nogle forskellige anbefalinger vedrørende disse metoder 40,51.

    Protokollen præsenteres her anvender den pulserede mætning fremgangsmåde til QMT billeddannelse. Selvom der er fem indbyggede parametre, der genereres, er det kun PSR rapporteret. Dette skyldes, at de andre fire parametre er enten bedre estimeret ved hjælp af andre metoder (såsom T 2 af det frie vand pool) eller mangler patologisk følsomhed (såsom valutakursen mellem puljer 52,53). Sammenlignet med andre QMT metoder, kan 3D-dækning opnås inden for en klinisk mulig tid for puls mætning metoden. En anden fordel ved denne QMT fremgangsmåde er dens comkompatibilitet med de rumlige-spektrale binomial puls metoder til vand-selektiv excitation, som blev fundet at undertrykke> 95% fedt signaler i hele billedet. Både vand-selektive excitationspuls og off-resonans mætning impulser er blevet tilpasset i vores system. Tidligere numeriske simuleringer 54 har indikeret, at en yderligere fedtstof komponent til signalet kan skævhed QMT parameterestimater; således FS anbefales altid for QMT billeddannelse i skeletmuskulatur. Som nævnt ovenfor, kan overdreven B 1 uensartethed og bevægelsesartefakter skævhed QMT parameterestimater så godt.

    DT-MRI-protokollen er implementeret med sans for rumlige forvridninger i ekko-planar billeddannelse, SNR, b-værdi. Her er rumlige forvrængninger reduceres ved at bruge parallel billeddannelse, og rettet i efterbehandling ved hjælp af en affin registrering. Som bemærket i tidligere værker, -værdi SNR og B har interaktive virkninger på estimation af D 55-57, med lave SNR værdier resulterer i særligt fejlagtig estimering af λ 1, λ 3, v 1, og FA 55,57-59. I muskler, de SNR krav til præcis tensor estimering er lavest i området b = 435-725 s / mm 2 55-57,60. Selv om andre forfattere 61,62 har rapporteret positive resultater fra at bruge denoising tilgange for muskel DT-MRI, de store ROIs analyseret i denne protokol har tilstrækkelig signal gennemsnit for ikke at kræve, at disse yderligere trin. Læseren henvises til flere anmeldelser af emnet optimal gennemførelse af DT-MRI metoder 56,63.

    Endelig er nogle advarsler og mulige fejlkilder i relation til kvantitative FWMRI noteret. For det første FattyRiot fitting algoritme vedtaget her antager en bestemt fedt spektrum med ni toppe på faste steder og relative amplituder 64. Den forudsatte fedt spectrum er ikke et perfekt match til den sande in vivo spektrum, som vil variere individ til individ; dog løse for arbitrær fedt spektrum er ikke praktisk med et lille antal ekkoer. For det andet algoritmen passer til en enkelt R2 * henfald faktor deles af både vand og fedt signaler. Det er kendt, at fuldstændig ignorerer R 2 * confounds kvantitative fedt signal fraktion målinger, og at montering for en enkelt R2 * henfald er tilstrækkelig 65. Men den nøjagtige R2 * af vand og individuel fedt toppe varierer. For det tredje, FWMRI adskillelse algoritmer ved hjælp af komplekse billeder er sårbare over for alvorlige B 0 felt inhomogenitet, der kan forårsage misklassifikation af fedt og vand signaler. Ud over at bruge robuste rumligt begrænsede algoritmer, giver et mindre ekko afstand erobre større B 0 feltvariationer. Algoritmer bruger størrelsesorden billeder er mere robust i presence af B 0 felt inhomogenitet, men de lider SNR sanktioner. Algoritmer der bruger komplekse billeder kan også forstyrret af hvirvelstrømme eller andre tidsvarierende fase effekt. Sådanne forstyrrende fase effekter er typisk værst for første ekko i en multipel ekko udlæsning toget og kan afbødes ved blot at ignorere sådanne ekkoer. Alternativt kan vedtages en blandet størrelse og komplekse signal model 66. Brugere af FWMRI algoritmer, der tager komplekse billeder som input bør undgå andre kilder til potentiel forstyrrelse af de komplekse billeder såsom korrektioner i genopbygningen billedet rørledning på mange kommercielle MRI scannere. Sådanne fase korrektioner skal deaktiveres, eller brugeren skal rekonstruere billeder direkte fra den oprindelige rå data. Endelig nogen vurdering af fedtfraktion hjælp FWMRI er faktisk en estimering af fedt signal fraktion, og dermed påvirkes af nogen faktor, der differentieret skalerer fedt eller vand signaler. T 1 T 1 -weighting er en funktion af T 1, TR, og excitation nutationen vinkel. T 1 skævhed i fedt signal fraktion estimater er værst for voxel med en næsten lige blanding af vand og fedt. Forøgelse af TR eller reducere nutationen vinkel kan minimere bias. T 1 skævhed kan også korrigeres efterfølgende ved hjælp antaget T 1-værdier for vand og fedt, som vi gør her (1,4 s og 0,3 s for vand og fedt, henholdsvis), eller målte værdier.

    Protokol Dannelse / Sekvens Selection
    Som beskrevet ovenfor musklen patologisk landskab er komplekst. FWMRI er unik blandt målingerne i denne protokol i, at det har en entydig fortolkning. Som bemærket, mange af de andre qMRI biomarkører målt her har en ikke-specifik patologisk basis, der ofte incLudes ødem men kan også omfatte fedt infiltration, fibrose, skader membran, og sarcomerisk forstyrrelser. Det understreges, at nogle af disse følsomheder er stadig blot en hypotese at eksistere. Der er en betydelig mængde arbejde, der skal gøres for at vise, kvantitativt, den relative betydning af disse og andre patologiske processer eller stater til hver qMRI biomarkør. Med en sådan forståelse, multi-parametrisk metode beskrevet her kan tillade, gennem en kombination af variabler, mere specifikke beskrivelser af de enkelte patologier.

    Alternativt kan læseren vælge at tilpasse denne protokol ved at vælge en delmængde af målingerne præsenteres her. For eksempel, merværdien af ​​FS og ikke-FS målinger er sandsynligvis lav i forhold ikke er kendetegnet ved fedt udskiftning af muskler. Dette kan gøre det muligt for reduceret imaging tid for patienten, at der foretages yderligere målinger (såsom MR-spektroskopi, MRI perfusion imaging, etc. < / Em>), eller yderligere kropsdele, der skal afbildes. Da mange muskelsygdomme stede i en proximal-til-distal mode, er den her beskrevne protokol implementeret i lårene, som sygdom i denne region kan tilvejebringe en tidlig markør for sygdom engagement. måling patologi i både proksimale og distale områder, kan dog tillade forbedrede foranstaltninger for sygdomsprogression.

    konklusioner
    Afslutningsvis denne qMRI protokol tillader den kvantitative vurdering af ødem, fedtinfiltration, og atrofi, som er tre store patologiske komponenter af neuromuskulære lidelser. Ved at inkorporere en bred samling af målinger (T 1, T 2, diffusion, QMT, FWMRI), muligheden for fortolkning af data er både udvidet og uddybet. Når omhyggelig opmærksomhed på potentielle fejlkilder, kan denne tilgang nøjagtigt og præcist karakterisere flere store komponenter af neuromuskulære sygdomme.

    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