Quantitative Magnetic Resonance Imaging di malattia muscolare scheletrico

Medicine

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Summary

Le malattie neuromuscolari spesso mostrano una temporalmente variabile, patologia spazialmente eterogeneo e multiforme. L'obiettivo di questo protocollo è quello di caratterizzare questa patologia utilizzando magnetici metodi di imaging di risonanza non invasive.

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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).

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Abstract

Introduction

la risonanza magnetica quantitativa (qMRI) descrive lo sviluppo e l'uso della risonanza magnetica per quantificare fisiche, chimiche e / o biologiche dei sistemi viventi. QMRI richiede che si adottano un modello biofisico per il sistema, costituita dal tessuto di interesse e una sequenza di impulsi MRI. La sequenza di impulsi è progettato per sensibilizzare intensità di segnale delle immagini 'al parametro di interesse nel modello. proprietà del segnale di risonanza magnetica (segnale di grandezza, la frequenza e / o di fase) sono misurati e analizzati secondo il modello. L'obiettivo è quello di produrre un imparziale, stima quantitativa di un parametro fisico o biologico dover continuamente distribuite, unità fisiche di misura. Spesso le equazioni che descrivono il sistema sono analizzati e montati su una base pixel per pixel, producendo un'immagine cui valori pixel riflettono direttamente i valori della variabile. Tale immagine viene indicato come una mappa parametrica.

Un uso comune di qMRI è il dviluppo e l'applicazione di biomarcatori. Biomarkers possono essere usati per studiare un meccanismo di malattia, stabilire una diagnosi, determinare una prognosi, e / o valutare una risposta terapeutica. Essi possono assumere la forma di concentrazioni o le attività di molecole endogeni o esogeni, un campione istologico, una grandezza fisica, o un'immagine interna. Alcuni requisiti generali di biomarcatori sono che oggettivamente misurano una variabile in continuo distribuito utilizzando unità fisiche di misura; avere una chiara, rapporto ben compreso con la patologia di interesse; sono sensibili al miglioramento e peggioramento dello stato clinico; e può essere misurata con adatto accuratezza e precisione. biomarcatori non invasivi o minimamente invasive sono particolarmente desiderabili, in quanto promuovono il comfort del paziente e minimamente disturbare la patologia di interesse.

Un obiettivo per lo sviluppo di biomarcatori basati su immagine per la malattia muscolare è quello di riflettere malattia muscolare in modi che sono complementary, più specifico rispetto, più selettivo rispetto spazialmente, e / o meno invasiva rispetto agli approcci esistenti. Un particolare vantaggio di qMRI a questo proposito è che ha la capacità di integrare diversi tipi di informazioni e quindi potenzialmente caratterizzare molti aspetti del processo di malattia. Questa capacità è molto importante in malattie muscolari, che spesso presentano una patologia complessa spazialmente variabile che comprende l'infiammazione, necrosi e / o atrofia con sostituzione grassi, fibrosi, interruzione del reticolo myofilament ( "streaming Z-disk"), e danni membrana . Un altro vantaggio di metodi qMRI è che le descrizioni qualitative o semi-quantitative delle immagini RM di contrasto a base di riflettere non solo la patologia, ma anche differenze nei parametri di acquisizione di immagini, hardware, e la percezione umana. Un esempio di questo ultimo numero è stato dimostrato da Wokke et al., Che hanno dimostrato che le valutazioni semi-quantitativa di infiltrazione di grasso sono molto variabili e spesso errate, wgallina in confronto con la risonanza magnetica di grasso / acqua quantitativa (FWMRI) 1.

Il protocollo qui descritto include sequenze di impulsi per misurare la longitudinale (T 1) e trasversale (T 2) costanti di tempo di relax, trasferimento di magnetizzazione quantitativa (QMT) parametri, coefficienti di acqua di diffusione utilizzando tensore di diffusione MRI (DT-MRI), e la struttura del muscolo utilizzando immagini strutturali e FWMRI. T 1 è misurato utilizzando una sequenza inversion recovery, in cui il vettore di magnetizzazione è invertita e la sua grandezza è campionata come il sistema ritorna all'equilibrio. T 2 viene misurata ripetutamente rifocalizzazione magnetizzazione trasversale con un treno di impulsi di riorientamento, come il metodo Carr-Purcell Meiboom-Gill (CPMG), e il campionamento dei risultanti spin-eco. T 1 e T 2 i dati possono essere analizzati usando metodi curva-montaggio non lineari che o assumono un numero di Exponecomponenti ntial a priori (tipicamente da uno a tre) o utilizzando un approccio inverso lineare che si adatta ai dati osservati alla somma di un gran numero di esponenziali decomposizione, con conseguente uno spettro di ampiezze dei segnali. Questo approccio richiede una soluzione a 3 non negativo dei minimi quadrati (NNLS), e comprende tipicamente regolarizzazione supplementare per produrre risultati stabili. T 1 e T 2 misurazioni sono stati ampiamente utilizzati per lo studio di malattie muscolari e lesioni 4-9. T 1 I valori sono in genere diminuiti in regioni grassi infiltrati di muscoli e di elevati nelle regioni infiammate 4-6; T 2 valori sono elevati in entrambe le regioni grassi infiltrati e infiammate 10.

QMT-MRI caratterizza l'acqua e solido come piscine protone macromolecolari liberi nei tessuti stimando il rapporto tra macromolecolare di protoni dell'acqua liberi (il rapporto dimensioni della piscina, PSR); l'intrinseca rilassarsitariffe ation di queste piscine; e il tasso di cambio tra di loro. Approcci comuni QMT includono saturazione pulsata 11 e metodi 12,13 recupero inversione selettivi. Il protocollo che segue descrive l'uso del metodo di saturazione pulsata, che sfrutta l'ampia larghezza di riga del segnale protonica macromolecolare, rispetto alla stretta larghezza di riga del segnale dell'acqua protone. Saturando il segnale macromolecolare a frequenze di risonanza sufficientemente diversi dal segnale dell'acqua, il segnale acqua si riduce a causa del trasferimento di magnetizzazione tra le piscine dell'acqua protone solidi e libero. I dati vengono analizzati utilizzando un modello biofisico quantitativa. QMT è stato sviluppato e applicato nei muscoli sani 14,15, e un estratto recente apparso descrivendo la sua attuazione nella malattia del muscolo 16. QMT è stato utilizzato per studiare piccoli modelli animali di infiammazione muscolare, in cui è stato dimostrato che l'infiammazione diminuisce la PSR 17. Nella misura in cui MTriflette il contenuto sia macromolecolari e di acqua, i dati MT possono anche riflettere la fibrosi 18,19.

DT-MRI viene utilizzato per quantificare il comportamento diffusione anisotropo delle molecole di acqua nei tessuti con ordinati, cellule allungate. In DT-MRI, diffusione dell'acqua viene misurata in sei o più direzioni diverse; questi segnali vengono poi montati su un modello di tensore 20. Il tensore di diffusione, D, è diagonalizzata di ottenere tre autovalori (che sono le tre principali diffusività) e tre autovettori (che indicano le direzioni corrispondenti ai tre coefficienti di diffusione). Questi ed altri indici quantitativi derivati da D forniscono informazioni sulla struttura dei tessuti e orientamento a livello microscopico. Le proprietà di diffusione di muscoli, in particolare il terzo autovalore di D ed il grado di anisotropia diffusione, riflettono l'infiammazione del muscolo 17 e danno muscolare a causa di lesioni sperimentali 21, lesioni da sforzo 22, e la malattia 23,24. Altre influenze potenziali sulle proprietà di diffusione del muscolo includono cambiamenti di diametro cella 25 e le variazioni di permeabilità della membrana.

Infine, atrofia muscolare, senza o senza macroscopica grasso di infiltrazione, è un componente patologica di molte malattie muscolari. Atrofia muscolare può essere valutata utilizzando immagini strutturali per misurare muscolare sezione trasversale o di volume e FW-MRI per valutare infiltrazione grassa. Infiltrazione di grasso può essere qualitativamente descritto in T 1 - e T 2 pesate 26, ma i segnali grasso e acqua migliore misurato formando immagini che sfruttano le diverse frequenze di risonanza di grassi e acqua protoni 27-29. Metodi quantitativi grasso / acqua di imaging sono state applicate nelle malattie muscolari come la distrofia muscolare 1,30,31, e possono prevedere la perdita della deambulazione in questi pazienti 31.

32. Il protocollo include sequenze standard di impulsi così come a radiofrequenza (RF) e il campo magnetico oggetti sfumati specificamente programmati sui nostri sistemi. Gli autori prevedono che il protocollo è applicabile anche in altri disturbi neuromuscolari caratterizzati da atrofia muscolare, infiammazione, e infiltrazione grassa (come la distrofia muscolare).

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Protocol

NOTA: Il lettore è ricordato che tutta la ricerca che coinvolge soggetti umani deve essere approvato dal Institutional Review Board locale (IRB) per l'uso di soggetti umani nella ricerca. partecipanti alla ricerca devono essere informati dello scopo, le procedure, i rischi ei benefici della ricerca proposta; la disponibilità di trattamenti o procedure alternative; la disponibilità di remunerazione; e dei loro diritti alla privacy e di ritirare il loro consenso e interrompere la loro partecipazione. Prima della sessione di test MRI, un investigatore deve presentare un potenziale partecipante alla ricerca di un documento di consenso informato IRB approvato (ICD), spiegare i suoi contenuti, e chiedere il potenziale partecipante alla ricerca, se lui / lei vuole partecipare allo studio. In tal caso, il partecipante dovrà firmare e datare l'ICD prima di completare una qualsiasi delle fasi del protocollo qui.

1. Le azioni Prima della giornata di test

  1. Limitare le abitudini di vita che potrebbero confondere i Data
    1. Istruire il partecipante non eseguire esercizio fisico moderato o pesante durante la 48 ore prima della prova. Istruire il partecipante ad astenersi da over-the-counter farmaci e l'assunzione di alcol durante le 24 ore prima del test. Istruire il partecipante ad astenersi dal consumo di tabacco o il consumo di caffeina durante la 6 ore prima della prova.
    2. Prima della prova, verificare che il partecipante è stato conforme a queste istruzioni.
  2. Preparare il sistema di risonanza magnetica
    1. Assicurare la disponibilità di tutte le attrezzature necessarie, come indicato nella tabella di materiali ed attrezzature.
    2. Definire un protocollo di risonanza magnetica; parametri suggeriti si trovano nelle tabelle 1 - 5.

2. giornata di prove: Preparare per la risonanza magnetica acquisizione dati

  1. Screening condotta Sicurezza
    1. Schermo per i potenziali pericoli per l'ambiente MRI avendo una risonanza magnetica di sicurezza-tpiovuto operatore sanitario presentare il partecipante alla ricerca, con un opportuno modulo di sicurezza risonanza magnetica, come quello trovato alla www.mrisafety.com.
    2. ci Se oggetti magnetici o sensibili al magnetismo impiantati, in modo che essi siano sicuri per la scansione MRI.
  2. Preparare il sistema di risonanza magnetica
    1. Assicurarsi che tutto il personale hanno rimosso tutti gli oggetti magnetici e sensibili al magnetismo prima di entrare nella stanza che ospita il sistema di risonanza magnetica. Effettuare questo controllo ogni volta che qualcuno entra nella stanza MRI.
    2. Preparare il sistema MRI posizionando la bobina di ricezione del letto del paziente del sistema MRI. Inoltre, mettere un materasso con lenzuolo e cuscino con federa sul letto. Avere cinghie disponibili per posizionare intorno alle cosce e capezzali o cuscini per posizionare sotto le ginocchia.
    3. Avviare l'interfaccia software, inserire i dati del paziente, e aprire il protocollo di imaging.
  3. Posizionare il partecipante di ricerca sullo scanner MRI Tabella <ol>
  4. Osservare il partecipante alla ricerca come lui / lei controlla il suo / la sua persona e l'abbigliamento per gli oggetti sensibili al magnetismo. Fissare questi oggetti al di fuori della stanza risonanza magnetica in un contenitore chiudibile a chiave. Entrate nella stanza risonanza magnetica con il partecipante alla ricerca immediatamente dopo aver completato questo passaggio.
  5. Posizionare il partecipante sul letto paziente in posizione supina, piedi-prime. Posizionare la parte del corpo da esporre più vicino alla linea mediana del tavolo pratico. Luogo capezzali o cuscini sotto le ginocchia per fornire scarico della trazione per la parte bassa della schiena e mettere un cuscino sotto la testa. Per limitare il movimento, con delicatezza ma sicuro efficace coscia, gamba e piedi e far sì che il partecipante è comodo.
  6. Posizionare la bobina ricevente RF intorno le cosce del partecipante e collegarlo al sistema di risonanza magnetica.
  • Istruire il partecipante e completi finali pre-test Passi
    1. Dare istruzioni su come comunicare con gli investigatori. Fornire il participant con protezione acustica e un dispositivo di segnalazione che può essere utilizzato per richiamare l'attenzione, se necessario. Istruire il partecipante della necessità di stare fermo durante e tra tutte le sequenze di imaging.
    2. Avanzare il letto del paziente nello scanner MRI tale che la parte del corpo per essere ripreso è allineato al centro dello scanner MRI.
    3. Dopo essere usciti dalla stanza risonanza magnetica, verificare che il sistema di comunicazione con il paziente sta funzionando e vedere che il partecipante è comodo. In tutto il protocollo, comunicare regolarmente con il partecipante al fine di garantire la sua / il suo conforto e la conformità con le istruzioni.
  • 3. giornata di prove: acquisire i dati MRI

    1. Operazioni preliminari
      1. Poiché il sistema MRI determina le impostazioni strumentali e calibrazioni prima di ogni sequenza di immagini (frequenza centrale, la calibrazione guadagno del ricevitore, ecc), controllare questi processi e assicurarsi che ogni passo viene eseguita correctly.
      2. Utilizzando una opportuna interfaccia software, acquisire un insieme di immagini localizzatore (noto anche come pilota o immagini esploratore); utilizzando parametri suggeriti presentate in Tabella 2.
      3. Determinare dove posizionare la fetta centrale per qMRI acquisizioni di dati, identificando le aree di danni e / o facendo riferimento alla posizione fetta rispetto a punti di riferimento anatomici riproducibili.
    2. Trasmettere e ricevere Coil passaggi di calibrazione
      1. Per queste operazioni nonché tutte le successive fasi di imaging, definire regione dell'anatomia in cui ottimizzare l'omogeneità del campo magnetico statico (B 0), un processo noto come "shimming". Vedere Figura 1A per il tipico posizionamento del volume spessoramento di interesse (VOI) utilizzato nel presente studio.
      2. Se lo scanner MRI ha una bobina di trasmissione multi-elemento, acquisire un set di dati di calibrazione RF.
      3. Se lo scanner MRI ha un multi-elemento ricevono coil, acquisireuna mappa sensibilità spaziale delle bobine.
    3. Acquisire strutturale MRI dati
      1. Acquisire alta risoluzione, multistrato, T 1 pesate le immagini utilizzando un veloce spin-echo (FSE) sequenza; i parametri di imaging utilizzate nel presente studio sono forniti in Tabella 1.
      2. Acquisire alta risoluzione, multistrato, T 2 immagini utilizzando una sequenza FSE pesate; i parametri di imaging utilizzate nel presente studio sono riportati nella Tabella 2.
    4. Acquisire dati per il controllo di qualità in tempo reale e apportare correzioni post-processing
      1. Acquisire (3D) multipli di dati tridimensionali gradiente-eco per il calcolo delle mappe B 0 sul campo. I parametri di imaging utilizzate nel presente studio sono riportati nella Tabella 3.
      2. Esaminate le mappe di campo per assicurare che non vi siano deviazioni superiori a ± 60 Hz (circa 0,5parti per milione a 3 Tesla) in tutta l'immagine. Se ci sono, adottare un approccio alternativo alla spessori (metodo diverso, diverso posizionamento di Voi, ecc.).
      3. Acquisire dati 3D per il calcolo delle mappe angolo nutazione. I parametri di imaging utilizzate nel presente studio sono riportati nella Tabella 2.
      4. Esaminate le mappe di campo per garantire che non vi sono aree che si discostano eccessivamente dall'angolo nutazione nominale. Per gli impulsi RF che vengono utilizzati in questo protocollo, deviazioni superiori a ± 30% dell'angolo nutazione nominale siano considerati eccessivi.
    5. Acquisire i dati qMRI
      1. Acquisire immagini 3D per il calcolo del T 1, utilizzando una sequenza inversion recovery. I parametri di imaging utilizzate nel presente studio sono riportati in Tabella 3.
      2. Ripetere la misurazione T 1 in presenza di soppressione del segnale del grasso (FS, questo parametro è AbbreviaTed T 1, FS).
      3. Acquisire immagini singola slice per il calcolo del T 2, utilizzando un multiplo sequenza spin-echo. Utilizzare i parametri di imaging presentati nella tabella 3.
      4. Ripetere la misurazione T 2 in presenza di FS (T 2, FS).
      5. Acquisire immagini 3D di calcolo dei parametri QMT, usando una sequenza di saturazione pulsato con FS ei parametri di imaging indicati nella Tabella 4.
      6. Acquisire dati multi-slice per il calcolo dei parametri di diffusione-tensore, utilizzando una serie di immagini di diffusione ponderata. I parametri di imaging utilizzate in questi studi sono riportati in Tabella 4.
      7. Acquisire dati 3D per il calcolo di immagini grasso / acqua, utilizzando una serie di sei immagini gradiente-eco. I parametri di imaging utilizzate in questi studi sono riportati in Tabella 5.
    6. Dopo aver completato il protocollo qMRI
      1. Assicurarsi chetutte le immagini sono di qualità adeguata da essi esaminando gli artefatti potenzialmente correggibili e misurando il sufficiente rapporto segnale-rumore.
      2. Per ciascun gruppo di dati qMRI, definire diversi regioni di interesse (ROI) nella serie di immagini ed esaminare il segnale in funzione del parametro relativo (ad esempio, per i dati -dipendente T 1 acquisiti nei passi 3.5.1 e 3.5.2, tracciare il segnale in funzione di TI e garantire che i dati seguano la funzione di inversione-recupero elencati di seguito nel passaggio 4.1.2).
      3. Dopo aver completato una proiezione personale per oggetti sensibili al magnetismo, entrare nella stanza MRI. Rimuovere il partecipante dal magnete, rimuovere tutte le cinghie e le imbottiture, e assistere il partecipante in uscita dal scanner MRI e la sala MRI.
      4. Trasferire i dati, utilizzando metodi conformi alle leggi sulla privacy di salute locali, a una workstation locale per la trasformazione; i dati possono essere esportati come Imaging Digital Communications nei file di Medicina (DICOM) o il venditoreformato proprietario 's (il metodo utilizzato in questo protocollo).

    4. Analizzare i dati qMRI

    1. Calcolare le mappe parametriche
      1. Utilizzare un programma per computer progettato per il calcolo scientifico e l'analisi delle immagini. Esaminando un istogramma delle intensità di segnale nell'immagine, formare una maschera immagine basato su soglie segnale che delinea aree di segnale dalle aree di rumore. Completare la procedura riportata di seguito per ogni pixel nelle porzioni delle immagini del segnale.
      2. Analizzare il T dati 1 misurando l'intensità di segnale S per ogni tempo di inversione (TI). Poi, inserire i valori di S per una inversione di recupero con ridotta modello pre-delay:

        Equation1

        dove M 0 è una intensità di segnale che rappresenta la magnetizzazione allo stato di equilibrio, S f è il rapporto di inversione,e TD è il tempo di pre-delay. Poi, inserire i dati con FS per lo stesso modello, che consente la determinazione del tempo di rilassamento longitudinale costante con FS, T 1, FS.
      3. Analizzare il T 2 dati misurando S ad ogni TE. Poi, inserire i dati in un modello di decadimento mono-esponenziale:

        Equation2

        dove N è il segnale di offset al basale. Il lettore può anche decidere di inserire i dati in un modello multi-esponenziale, come quello qui sotto:

        Equation3

        dove J è il numero di componenti esponenziali e j f e T 2, sono la frazione di segnale e T 2 valori associato al j esima componente. In alternativa, il lettore può utilizzare un metodo di 3 minimi quadrati non negativi (NNLS). Nel lcaso Atter, il Multi-esponenziale rilassamento Analysis (Mera) Toolbox 33 è liberamente disponibile; altri programmi sono disponibili anche. Ripetere queste analisi per i dati con e senza FS.
      4. Per analizzare i dati QMT, misurare S per ogni potenza di irradiazione e la frequenza di offset. Correggere i poteri irradiazione nominali (rappresentate da ω 1 nell'equazione sotto) utilizzando delle mappe angolo nutazione. Correggere gli offset di frequenza (Δ f nell'equazione sotto) utilizzando il B 0 mappe per regolare le frequenze di offset applicate. Poi, inserire i dati per il seguente modello 34,35

        Equation4

        dove è il tasso di cambio dalla piscina macromolecolare per la piscina di acqua libera, è la velocità di rilassamento longitudinale della piscina di acqua libera, è la velocità di rilassamento longitudinale della piscina macromolecolare (presume essere 1 s -1), è il PSR, è T 1CWPE è la potenza media dell'impulso saturazione. Il tasso di saturazione della magnetizzazione longitudinale della piscina macromolecolare, è descritto da un modello super-Lorentzian, come descritto nel lavoro di Henkelman e colleghi 34,35.
      5. Per analizzare i dati DTI, prima di utilizzare un algoritmo di trasformazione affine 36 per registrare ogni immagine pesata in diffusione al corrispondente immagine ponderata non diffusione. Quindi, per ogni pixel, misurare i valori di S nell'immagine pesata non-diffusione e rispettivamente pesata in diffusione. Formare una matrice composta direzioni codifica diffusione. Utilizzando multivariata, ponderata di regressione dei minimi quadrati, regredire i dati del segnale sulla matrice codifica diffusione e la forma D. Diagonalizzare D ed eseguire una magnitudo-smistamento degli autovalori e delle loro autovettori. Quindi calcolare la diffusività media (MD) come:

        "Equation5"
        dove λ 1, λ 2 e λ 3 sono gli autovalori del tensore di diffusione. calcola anche l'anisotropia frazionaria (FA) come:

        Equation6
      6. Analizzare i dati FWMRI utilizzando un approccio quantitativo che separa i segnali acqua e grasso sulla base di spostamento chimico (come ad esempio l'algoritmo FattyRiot, disponibile per il download gratuito da https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. Definire regioni di interesse per l'analisi
      1. Specificare ROI sulle immagini anatomiche (definendo i confini di ogni muscolo di interesse). Un esempio è mostrato in Figura 1.
      2. Ridimensionare le ROI in base alle dimensioni della matrice delle immagini qMRI. Se necessario, regolare l'allineamento delle ROI per abbinare la mappa qMRI (ad esempio, se il partecipante spostatotra le acquisizioni, una traduzione della posizione ROI potrebbe essere necessaria per evitare la sovrapposizione dei confini muscolari).
      3. Esaminate ogni ROI. Se necessario, assicurarsi che nessun pixel sono compresi che contengono manufatti parziali del volume, di tessuto non contrattile, e manufatti di flusso; si veda la Figura 1 per esempi.
      4. Calcolare la media e la deviazione standard dei valori qMRI in tutti i pixel all'interno delle ROI selezionati.

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    Representative Results

    La figura 1 mostra immagini anatomiche assiali rappresentativi acquisiti alla metà coscia di un paziente con polimiosite. Viene anche mostrato la posizione della proiezione in piano del volume spessore. Mappe parametri rappresentativi per ciascun metodo qMRI, tutti ottenuti da questo stesso paziente, sono forniti dalle figure 2 - 7.

    Le figure 2A e 2B mostrano le mappe Δ B 0 e l'angolo di nutazione di campo, rispettivamente. Il B 0 campo map dimostra una forte coincidenza spaziale tra la sua area di massima omogeneità di campo e il posizionamento del VOI per shimming, come indicato nella Figura 1A. Entro i muscoli, i valori Δ B 0 variavano da -40 a 52 Hz, con una media di 9,3 Hz e una deviazione standard di 11,2 Hz. Nella mappa angolo di nutazione, i valori variavano from 84,7 al 122.3% dell'angolo nutazione nominale. Confrontando la mappa dell'angolo nutazione con le immagini strutturali in figura 1, si vede che le deviazioni dall'angolo di nutazione ideale sono più gravi nei muscoli posteriori e non sono ovviamente correlati alla presenza di grasso in un voxel.

    Dati di esempio T 1 rilassometria sono presentati nella figura 3. Le immagini sono state mascherate per escludere le regioni di grassi e di rumore sottocutaneo dell'immagine. La figura 3A mostra campione T dati 1 e la Figura 3B mostra campione T 1, i dati FS. È evidente in figura 3A che il T 1 di grasso è notevolmente inferiore a quello del muscolo; pertanto i valori di T 1 per muscolo misurato senza l'uso di FS sono inferiori ai valori T 1, FS. Inoltre, l'utilizzo dei risultati FS insostanziale perdita di segnale dalle regioni di sostituzione del grasso o il lardo. Di conseguenza, vi sono pixel in queste aree di immagine che sono o privi di parametri a muro, che rappresentano segnali acqua residue dopo FS, o in cui i parametri sono scarsamente stimati.

    La figura 4A mostra una mappa mascherato parametrica del T 2, valori FS e la Figura 4B mostra i valori T 2. La figura 4C mostra un esempio T 2 decadimento del segnale-dipendente da un singolo pixel e la misura migliore dei dati ad un modello monoesponenziale. Una deviazione dal comportamento relax monoesponenziale è notato. La figura 4D mostra i risultati dell'analisi NNLS di questi dati stessi segnali, con un singolo picco ampio che probabilmente include sia componenti grasse ed acqua.

    Le figure 5, 6, 7 attuali di dati QMT, DTI e FWMRI, rispettivamente. Per i dati QMT, solo il PSR è mostrato. L'applicazione di una soglia di segnale a questi FS-dati limita curva-montaggio a quei voxel contenenti principalmente muscolare, con conseguente abbandono della mappa parametri. L'eterogeneità dei valori muscolari per PSR è anche osservato. Anche se il metodo di stima anche il T acqua 2 e il tasso di cambio tra le piscine di acqua di protoni macromolecolari e libere, queste non vengono presentati perché il T 2 è meglio stimato utilizzando sequenze di immagini dedicate e perché il tasso di cambio è sia inaffidabile stimati e insensibile alla patologia .

    Figura 6A presenta una mappa parametrica del MD, e la Figura 6B rappresenta una mappa dei valori di FA. I valori MD sono elevati nei vasi sanguigni. Inoltre, i valori di FA sono ridotti nelle regioni corrispondenti a ReduPSR CED. Come per le altre grandezze, sia il MD e la FA sono erroneamente stimati in porzioni di grasso-sostituito di muscoli, dove FS provoca ricadute segnale. Inoltre, FA è elevata all'esterno del volume spessore. Infine, una mappa frazione grassa, calcolato dai dati FWMRI, è mostrato in Figura 7. Questi dati quantificare i modelli di infiltrazione di grasso qualitativamente osservati noti nella Figura 1. La corrispondente mappa frazione di acqua è semplicemente uguale a (1 - Fat) e non viene mostrato.

    Figura 1
    Figura 1: Esempio di Anatomical Images da un paziente con Polimiosite. Tutti i dati riportati nelle figure 2-7 sono stati acquisiti in questa posizione fetta da questo partecipante. A. T 1 immagine pesate, con la proiezione in piano del volume spessore sovrapposto come rettangolo semitrasparente di colore ciano. T 2 immagini pesate. Sovrapposto l'immagine verde è un ROI di esempio per il mediale del muscolo vasto. Attraverso il ROI semitrasparente, zone di segnale alto, corrispondente alla sostituzione grasso, sono noti. La freccia gialla indica un tendine intramuscolare, e la freccia magenta indica la regione del fascio neurovascolare della coscia. Le immagini devono essere ispezionati per manufatti di flusso che possono verificarsi lungo la dimensione di fase-codifica e in linea con l'arteria. I tessuti connettivi, come grassi e tendine sono raccomandazione per l'esclusione dal ROI; Inoltre, se esistono manufatti di flusso, essi dovrebbero essere esclusi. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    figura 2
    Figura 2: Δ B 0e mappe nutazione angolari, dallo stesso paziente mostrato in Figura 1. A. Δ B 0 carta, con la scala cromatica che indica la deviazione del campo B 0 dalla frequenza centrale in Hz. B. Nutazione map angolo, con la scala cromatica che indica la percentuale dell'angolo nutazione nominale. Le immagini sono state mascherate per escludere i valori dalle regioni di rumore dell'immagine. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    Figura 3
    Figura 3: Esempio T 1 dati, dallo stesso paziente mostrato in Figura 1. A. Mappa dei valori T 1, stimato inserendo i dati al inversion recovery con ridotta modello pre-delay. La scala di coloreindica il valore T 1 s. B. Mappa del T 1, valori FS, ha stimato inserendo i dati FS per lo stesso modello. La scala di colore indica il valore T 1 a s. Le immagini sono state mascherato per escludere valori dal grasso sottocutaneo, la gamba controlaterale, e le regioni di rumore dell'immagine. Si noti che i valori di T 1 sono aumentati quando viene utilizzata la soppressione del segnale del grasso. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    Figura 4
    Figura 4: Esempio T 2 dati, dallo stesso paziente mostrato in Figura 1. A. Mappa dei valori T 2, stimato inserendo i dati al decadimento monoesponenziale con termine modello di rumore. La scala di coloreindica il valore T 2 ms. B. Mappa del T 2, valori FS, stimato inserendo i dati allo stesso modello. In A e B, le immagini sono state mascherato per escludere valori dal grasso sottocutaneo, la gamba controlaterale, e le regioni di rumore dell'immagine. C. Esempio T 2 decadimento del segnale da un pixel nel pannello C e la linea di best fit al modello monoesponenziale (ma nota la deviazione del segnale dal modello, che indica una T non monoesponenziale 2). Abbreviazione non precedentemente osservato: AU, unità arbitrarie. D. non negativi analisi dei minimi quadrati dei dati stessi decadimento del segnale grezzo raffigurati in C. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.


    Figura 5: Esempio QMT dati, dallo stesso paziente illustrato nella Figura 1. La scala colore indica la PSR, una quantità adimensionale che riflette il rapporto tra macromolecolare di protoni dell'acqua liberi. L'uso di FS metodi risultati in sostanziale perdita di segnale da quelle regioni di muscoli che sono stati sostituiti da grassi. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    Figura 6
    Figura 6: provate Diffusion dati, dallo stesso paziente illustrato in figura 1. Pannello A mostra la diffusività media, con la scala cromatica che indica la diffusività con unità di 10 -3 mm 2 / s. Pannello B mostra la anisotropia frazionaria, which è una quantità adimensionale che indica la deviazione del sistema di diffusione dalla diffusione puramente isotropa. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    Figura 7
    Figura 7: campione di dati FWMRI, dallo stesso paziente mostrata in Figura 1. La scala colore indica la frazione grassa; la corrispondente mappa frazione di acqua è semplicemente (1 - Fat) e non viene mostrato. Clicca qui per vedere una versione più grande di questa figura.

    Parametro localizzatori T 1 pesate T 2 pesate
    Generale tipo di sequenza 2D, multistrato, gradient-echo 2D, multistrato, veloce spin-echo 2D, multistrato, veloce spin-echo
    fasi di preparazione guadagno del trasmettitore, guadagno del ricevitore, frequenza centrale, auto-shim guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI
    ricevere coil Cardiaco Cardiaco Cardiaco
    Numero di eccitazioni 1 1 1
    Totale durata della scansione (min: sec) 01:23 01:40 00:54
    Geometria piano anatomico (s) Assiale, coronale e sagittale Assiale Assiale
    Numero di fette / aereo 20 11 11
    Spessore della fetta (mm) 10 7 7
    gap Inter-slice (mm) 0 0 0
    Per l'acquisizione della fetta Interleaved Interleaved Interleaved
    matrix acquisita 150 x 150 340 x 335 256 x 256
    matrix ricostruito 512 x 512 512 x 512 512 x 512
    Campo visivo (mm) 450 x 450 256 x 256 256 x 256
    dimensione voxel Ricostruita (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
    Contrasto tempo di ripetizione (ms) 9 530 3000
    efficace CEHo tempo (ms) 7 6.2 100
    spaziatura Echo (ms) N / A 6.2 11.8
    Angolo di eccitazione Flip (°) 20 90 90
    Angolo di rifocalizzazione Flip (°) N / A 110 120
    RF shimming Statico adattabile adattabile
    acquisizione del segnale tipo di Lettura cartesiano cartesiano cartesiano
    imaging parallelo No SENSE (g = 1,4) SENSE (g = 2,0)
    Larghezza di banda / pixel (Hz / pixel) 1.237,8 377.1 286,6

    Tabella 1: parametri utilizzati per Localizzatore Imaging e Structural Imaging. Tutte le sequenze utilizzano la bobina corpo quadratura per la trasmissione di campi a radiofrequenza. Parametri come TR, TE, spaziatura eco, e il numero di echi possono essere regolati leggermente a seconda delle esigenze sperimentali mantenendo T 1 - e T 2 - ponderazione. Abbreviazione non precedentemente osservato: g, parallela fattore di accelerazione delle immagini. Grande campo di visualizzare le immagini sono raccomandati, in quanto possono essere utilizzati per localizzare la patologia e identificare le posizioni per le sequenze qMRI. Le acquisizioni sagittali e coronali sono particolarmente utili in questo senso.

    Parametro Sequenza d'immagini
    B 0 -Mapping Flip Angle-Mapping
    Generale tipo di sequenza 3D, più RF-viziato eco-gradient ricordato 3D, veloce gradient-echo, dual TR
    fasi di preparazione guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI
    ricevere coil Quadratura-corpo Cardiaco
    Numero di eccitazioni 1 1
    Totale durata della scansione (min: sec) 01:26 04:33
    Geometria piano anatomico (s) Assiale Assiale
    Numero di fette 11 55
    Spessore della fetta (mm) 7 7
    gap Inter-slice (mm) 0 0
    matrix acquisita 64 x 64 x 6 64 x 64 x 27
    matrix ricostruito 128 x 128 x 11 128 x 128 x 55
    Campo visivo (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256 x 385
    dimensione voxel Ricostruita (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrasto tempo di ripetizione (ms) 150 30.0, 130.0
    tempo di eco (ms) {4,6, 6,9} 2.2
    Angolo di eccitazione Flip (°) 25 60
    RF shimming adattabile adattabile
    acquisizione del segnale tipo di Lettura cartesiano cartesiano
    Larghezza di banda / pixel (Hz / pixel) 302.5 499,4

    Tabella 2: Parametri used per Δ B 0 e Nutazione Angolo Mapping. Entrambe le sequenze utilizzano la bobina in quadratura corpo per trasmettere il campo RF; né sequenza utilizza imaging parallelo.

    Parametro Sequenza d'immagini
    T 1 -Mapping T 2 -Mapping
    Generale tipo di sequenza 3D, Inversione recupero con gradiente-viziati, gradiente-ha ricordato lettura eco 2D, sola fetta, multiple-spin-echo
    fasi di preparazione guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI
    Numero di eccitazioni 1 2 Totale durata della scansione (min: sec) 01:44 00:04
    Geometria piano anatomico (s) Assiale Assiale
    Numero di fette 11 1
    Spessore della fetta (mm) 7 7
    gap Inter-slice (mm) 0 0
    matrix acquisita 128 x 128 x 6 128 x 128
    matrix ricostruito 128 x 128 x 11 128 x 128
    Campo visivo (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    dimensione voxel Ricostruita (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrasto tempo di ripetizione (ms) vario 4000
    impulso di inversione 180 °, 1 ms, la forma: blocco N / A
    i tempi di recupero di inversione (ms) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    tempo di pre-delay (ms) 1500 N / A
    soppressione del segnale del grasso (se utilizzati) 1331 binomio eccitazione selettiva-acqua Spair (potenza: 2 microtesla, ritardo di inversione di 202 ms, frequenza di offset 250 Hz);
    Sinc-Gauss pre-pulse (90 °, durata: 18 ms, frequenza di offset: 100 Hz)
    Angolo di eccitazione Flip (°) 10 90
    impulso rifocalizzazione N / A Versione-S
    tempo di eco (ms) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    Numero di echi / spaziatura echo (ms) N / A N / A
    RF shimming adattabile Adaptiva
    acquisizione del segnale tipo di Lettura cartesiano cartesiano
    imaging parallelo SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Larghezza di banda / pixel (Hz / pixel) 383 335,1

    Tabella 3: Parametri utilizzati per T 1 e T 2 Mapping. T 1 e T 2 dati sono acquisiti con e senza FS. Entrambe le sequenze utilizzano la bobina corpo quadratura per la trasmissione di campi RF e una bobina cardiaco sei elemento per la ricezione del segnale. Il tempo di ripetizione varia per la sequenza -mapping T 1 perché utilizza un tempo di pre-ritardo fisso con variabili inversione time.

    Parametro Sequenza d'immagini
    QMT DTI
    Generale tipo di sequenza 3D, MT ponderata eco-gradient ricordato 2D, Multi fetta, a colpo singolo spin-echo EPI
    fasi di preparazione guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI
    Numero di eccitazioni 2 6
    Totale durata della scansione (min: sec) 10:41 06:28
    Geometria piano anatomico (s) Assiale Assiale
    Numero di fette 11 11
    Spessore della fetta (mm) 7 7
    gap Inter-slice (mm) 0 0
    matrix acquisita 128 x 128 x 6 64 x 64
    matrix ricostruito 128 x 128 x1 128 x 128
    Campo visivo (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    dimensione voxel Ricostruita (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrasto tempo di ripetizione (ms) 50 4.000
    impulso MT angoli Flip nominale: 360 °, 820 °;
    larghezza di impulso: 20 ms;
    offset Frequenza: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz
    N / A
    Diffusione ponderazione (b) (s • mm -2) N / A b = 450;
    15 direzioni + One B= Immagine 0
    soppressione del segnale del grasso (se utilizzati) 1331 binomio eccitazione selettiva-acqua inversione di pendenza;
    Sinc-Gauss pre-pulse (90 °, durata: 18 ms, frequenza di offset: 100 Hz)
    tempo di eco (ms) 3.9 48
    Numero di echi / spaziatura echo (ms) N / A N / A
    Angolo di eccitazione Flip (°) 6 90
    RF shimming adattabile adattabile
    acquisizione del segnale tipo di Lettura cartesiano cartesiano
    imaging parallelo SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Larghezza di banda / pixel (Hz / pixel) 383 42.1

    Tgrado 4: I parametri utilizzati per QMT e DTI. Entrambe le sequenze utilizzano la bobina in quadratura corpo per trasmettere il campo RF ed una bobina cardiaca sei elemento per la ricezione del segnale. Abbreviazione non precedentemente osservato: EPI, l'imaging eco-planare.

    acquisizione "3" Segnale
    Parametro Sequenza d'immagini
    FW-MRI
    Generale tipo di sequenza 3D gradient-echo richiamato
    fasi di preparazione guadagno del ricevitore, la frequenza centrale, spessore VOI
    bobina di trasmissione RF Quandrature-corpo
    ricevere coil Cardiaco
    Numero di eccitazioni 1
    Totale durata della scansione (min: sec) 00:18
    piano anatomico (s) Assiale
    Numero di fette 11
    Spessore della fetta (mm) 7,0 mm
    gap Inter-slice (mm) 0 mm
    matrix acquisita 128 x 128 x 4
    matrix ricostruito 128 x 128 x 7
    Campo visivo (mm) 256 x 256 x 77
    dimensione voxel Ricostruita (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrasto tempo di ripetizione (ms) 75
    Angolo di eccitazione Flip (°) 22
    tempi di eco (ms) {1.34, 2.87, 4.40, 5.93 ... 8.99}
    Angolo di eccitazione Flip (°) 6
    RF shimming adattabile
    tipo di Lettura cartesiano
    imaging parallelo SENSE (g = 1,3)
    Larghezza di banda / pixel (Hz / pixel) 1.395,1

    Tabella 5: Parametri utilizzati per FW-MRI.

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    Discussion

    malattie muscolari come le distrofie muscolari e le miopatie infiammatorie idiopatiche costituiscono di un gruppo di malattie che sono eterogenee in eziologia e, come entità individuali, rara nella loro incidenza. Ad esempio, la distrofia muscolare di Duchenne - la forma più comune di distrofia muscolare - ha un'incidenza di 1 su 3.500 maschi nati vivi 37,38; dermatomiosite, a cui è stato applicato questo protocollo, ha un'incidenza di 1 su 100.000 39. La maggiore incidenza collettiva di queste malattie, però, e la loro spesso si sovrappongono segni patologici - atrofia, infiammazione, infiltrazione di grasso, danni della membrana, e fibrosi - sostenere lo sviluppo e l'applicazione di un insieme comune di metodi per la caratterizzazione di quantitativamente queste malattie.

    QMRI è in grado di caratterizzare molte di queste alterazioni fisiopatologiche non invasivo. Come con qualsiasi metodo scientifico, studi qMRI devono essere implementate in una macchinamaniera eful. Una questione fondamentale è la sicurezza. Inoltre, ogni metodo qMRI qui descritto è associato fonti di errore; e per ovvie ragioni, è importante capire e riconoscere questi errori. Infine, molti dei misurazioni hanno un'interpretazione complessa. Questi problemi sono discussi qui. Nel presentare la discussione, si nota che il protocollo presentato qui descrive ciò che sentiamo è il miglior approccio sperimentale per i nostri scopi. Ci rendiamo conto che gli altri possono avere opinioni diverse, ulteriori conoscenze, o possono scegliere di valutare i potenziali risultati di ottimizzazione protocollo diverso rispetto che abbiamo. Inoltre, il sistema di risonanza magnetica del lettore potrebbe non avere tutte le opzioni descritte nel protocollo disponibile; o il lettore può avere opzioni aggiuntive che non sono disponibili sul nostro sistema. Abbiamo notato che gli aspetti del nostro protocollo sono state personalizzato programmato sul nostro sistema. Il lettore si consiglia di prendere in considerazione tutta la letteratura del tutto, esaminare tutte le opzioni rilevanti sulla sua / il suo sistema, eprendere decisioni che portano a il miglior protocollo possibile per il suo / suoi scopi sperimentali.

    MRI Problemi di sicurezza
    RM utilizza diversi tipi di campi magnetici. Il campo B 0 forza del sistema utilizzato negli studi qui descritti è di 3,0 Tesla, ovvero circa 15.000 volte campo di ~ 0,2 mT della Terra. Pulsed RF campi magnetici (B 1) vengono utilizzati per introdurre energia nel sistema di spin e creare il fenomeno della risonanza. gradienti di campo magnetico sono accesi e spenti durante la sequenza di immagini e sono utilizzati per diversi scopi. Essi sono utilizzati per creare una relazione lineare tra la frequenza NMR e posizione spaziale allo scopo di codifica spaziale e sono utilizzati anche per eliminare le fonti indesiderate di segnali.

    Ognuno di questi tipi di campi magnetici presenta problemi di sicurezza associati. Un importante problema di sicurezza associato al campo B 0 è uncceleration di oggetti magnetici verso il magnete. Il campo B 0 è sempre presente. Poiché la forza di un campo magnetico varia in funzione di 1 / d 3, dove d è la distanza dalla sorgente del campo, il campo B 0 aumenta rapidamente come ci si avvicina al sistema MRI. oggetti ferromagnetici possono essere accelerate verso il sistema di risonanza magnetica, con poco o nessun preavviso e possono causare lesioni gravi o morte. Pertanto, essi devono essere rimossi e fissati all'esterno della stanza MRI. Altri pericoli associati al campo B 0 sono il posizionamento delle coppie anomale sugli oggetti magnetici impiantati e la cancellazione o altri danni ai dispositivi sensibili al magnetismo. B 1 campi possono riscaldare i tessuti, e questo effetto può essere migliorata nelle zone intorno oggetti metallici impiantati. campi gradiente può indurre correnti elettriche in oggetti conduttivi (come nervi e dispositivi medici impiantati). La commutazione del gradientecampi genera anche il rumore acustico potenzialmente forte e sgradevole. Governo agenzie di regolamentazione hanno posto limiti rigorosi sui livelli e la durata di esposizione a questi diversi tipi di campi magnetici, e sistemi di imaging umani hanno controlli software intrinseci che garantiscono la conformità con queste linee guida.

    Il lettore deve sapere che questa presentazione è un po 'superficiale. Spetta a tutto il personale associati a test MRI di essere pienamente a conoscenza di tutte le problematiche di sicurezza pertinenti e su come prevenire gli incidenti. Inoltre, tutto il personale associati a test MRI dovrebbero essere sottoposti a screening per i metalli impiantati o dispositivi medici potenzialmente pericolosa.

    Restrizioni di stile di vita pre-test
    Esercitando il maggior controllo sperimentale su comportamenti di stile di vita pre-test possibile è una componente importante di questo protocollo. Il caso di T 2 misurazioni viene fornito come un esempio del perché questo controlloè necessario. T 2 è considerato un leader biomarker risonanza magnetica di malattia neuromuscolare 40. Tuttavia, il protone dell'acqua muscolare T 2 può essere elevata per diversi motivi. In studi qMRI per le malattie neuromuscolari, T 2 misurata in presenza di FS Generalmente si presume per riflettere uno stato di infiammazione cronica correlati alla gravità della malattia, mentre il non-FS T 2 può anche riflettere grasso di infiltrazione. Tuttavia, T 2 può anche subire elevazioni medio termine a causa della eccentrica esercizio 41, che possono influenzare i pazienti e soggetti sani in modo diverso 42. Per questo motivo, gli autori raccomandano limitare l'esercizio fisico moderato o pesante per 48 ore prima del test. T 2 può anche subire elevazioni più breve durata come risultato di attacchi acuti di esercizio 43,44. Per un paziente con grave perdita di massa muscolare, a piedi potrebbe costituire esercizio sufficiente per elevare T intenso

    Acquisizione dati e analisi: Problemi generali
    Un punto importante è che la sperimentazione attenta pilota, prima in persone sane e in persone con la malattia di interesse, è essenziale. Molte opzioni sperimentali sono altamente specifici per il sistema di risonanza magnetica (incluso ma non limitato a B 0 intensità di campo, spessori strategie, le opzioni bobina RF, la forza massima gradiente di campo magnetico, e la disponibilità di opzioni avanzate come forma d'impulso RF). obiettivi test pilota sequenza-specifica sono descritte di seguito. Altri problemi che influenzano la qualità dei dati sono di natura biologica, quali il tipo di malattia ei tipi previsti di patologia, età della popolazione di pazienti, e anche la parte del corpo da acquisire. Tutti questi fattori devono essere considerati durante pilota tressante.

    Durante l'acquisizione dati stessi, un problema frequente è movimento. La porzione di imaging del protocollo presentato qui può richiedere fino a un'ora. Alcune delle sequenze (quali l'EPI) sono insensibili al moto rinfusa; ma altre sequenze sono lunghi, richiedono allineamento dell'immagine esatta per la stima dei parametri accurata, e / o hanno segnali che sono intrinsecamente sensibile al movimento. Come notato nel protocollo, l'adozione di misure per istruire i partecipanti e promuovere il suo / la sua comodità è un modo importante per prevenire movimenti sia volontari e involontari. Un'altra strategia è quello di limitare il movimento con imbottitura e delicatamente, ma efficacemente, cinghie che si attaccano al letto del paziente posto. tecniche di registrazione delle immagini sono disponibili per la post-elaborazione; perché i muscoli sono facilmente deformabili organi, le tecniche di registrazione non rigidi sono spesso necessarie. registrazione non rigida sarà sempre necessario per i metodi di imaging di diffusione basati su immagini eco-planari.Nonostante l'utilità generale delle tecniche di registrazione dell'immagine, qualsiasi metodo per prevenire il movimento o riduzione di artefatti sarà superiore a soluzioni che richiedono vasta post-elaborazione. Definire la strategia migliore movimento di riduzione disponibile nella popolazione oggetto di interesse dovrebbe essere un obiettivo per i test pilota.

    Buona riproducibilità richiede coerenza di posizionamento fetta. Nei passaggi del protocollo, si descrive riferimento alla posizione fetta di punti di repere anatomici riproducibili. Una strategia efficace per questo nella coscia è quello di ottenere immagini coronali dell'intero coscia, permettendo la visualizzazione dell'intero femore. Gli strumenti di analisi delle immagini sul sistema di risonanza magnetica includono tipicamente una funzione di righello digitale. Questo può essere utilizzato per misurare un punto specifico (come il punto medio) della testa del femore e condili femorali e posizionare la posizione centrale della pila fetta lì. Questa procedura è illustrata nel video.

    disomogeneo <em> B 0 e B 1 campi sono problemi inevitabili MRI, ma esistono strategie per ridurre i livelli di disomogeneità. Una strategia fondamentale è quello di individuare la parte del corpo per essere ripreso in corrispondenza o vicino al centro del magnete. Il protocollo presentato qui include le routine di spessoramento B 0 che, nell'esperienza degli autori, sono più efficaci per queste condizioni sperimentali. Poiché il partecipante può muovere durante il protocollo, B 0 spessoramento viene ripetuto come parte delle frequenze di calibrazione per ogni sequenza. Inoltre, molte delle acquisizioni utilizzano tecniche di imaging parallelo per accelerare acquisizione del segnale e quindi ridurre le differenze -dipendente Δ B 0 nell'evoluzione fase che causano distorsioni dell'immagine. Poiché la bobina RF di trasmissione impiegato in questi studi contiene due elementi elicoidali, B 1 metodi di spessoramento possono essere usate e sono descritti nel protocollo. Inoltre, il protocollo include &# 916; B 0 e l'angolo nutazione sequenze di mappatura campo per il controllo qualità in tempo reale. Il protocollo sopra descritto comprende le tolleranze in Δ B 0 e l'angolo di nutazione che sono accettabili per le condizioni sperimentali, le forme di impulso RF, e schemi di pendenza rovinare qui descritti. Questi sono stati determinati in fase di test pilota e ri-sottolineare il valore di sviluppo attento protocollo.

    In pratica, ci può essere un numero limitato di strategie disponibili in tempo reale per influenzare le disomogeneità B 0 e B 1 campi ', mantenendo la coerenza metodologica necessaria per il buon disegno sperimentale. Gli utenti sono pertanto invitati a studiare tutte le opzioni a loro disposizione con test pilota approfondita, in ultima analisi, arrivare a strategie efficaci e di applicazione generale per la popolazione oggetto di interesse. B 0 opzioni spessora includono metodi iterativi che minimize un parametro come la linea di larghezza del picco dell'acqua a metà altezza massima e metodi che calcolano le impostazioni ottimali di canale spessore utilizzando una mappa Δ B 0 picco. I precedenti metodi possono essere basati su una acquisizione non localizzata o, come nel protocollo qui descritto, l'acquisizione di segnali da un volume localizzata. Gli obiettivi per test pilota di B 0 opzioni spessoramento includono la migliore strategia generale (iterativa vs. basato su immagini), nonché i particolari di come meglio definire la regione di interesse per spessoramento. Il lettore può prendere in considerazione fattori quali le dimensioni e l'orientamento del volume di interesse, le quantità relative di muscolo e grasso da includere nel volume spessori, e come al di là della pila fetta di spessore. Vale la pena di esaminare la proiezione all'interno fetta del volume spessore di ogni fetta di essere ripreso.

    Nel caso del campo B 1, il tipo di bobine RF utilizzato per la trasmissionee la ricezione e le tipologie di impulsi RF utilizzati sono importanti determinanti di campo omogeneità. I protocolli descritti nelle tabelle includono i parametri di impulsi a radiofrequenza che abbiamo trovato ottimale per le nostre condizioni sperimentali. Per quanto riguarda la selezione della bobina, il protocollo qui descritto combina trasmissione volume separato e ricevere sola bobine di volume. La bobina di trasmissione è la bobina in quadratura corpo che è incorporata nel sistema, e crea un relativamente omogenea B 1 campo in una grande regione anatomica. A seconda della regione anatomica da studiare, ci può essere una varietà di opzioni ricevere bobina; nel nostro caso, il test pilota ha mostrato i sei elementi, phased array bobina cardiaco per essere la migliore soluzione disponibile. Altre opzioni disponibili includono bobine di superficie e trasmissione / ricezione combinazione bobine di volume. Bobine di superficie sono limitati nella profondità di penetrazione del campo B 1 e noi non raccomandano in generale il loro utilizzo per applicazioni di imaging. combinattrasmissione ion / ricezione bobine volume possono offrire una migliore rapporto segnale-rumore prestazioni (SNR) e B 1 omogeneità di una bobina in quadratura corpo incasso, ma non sono disponibili per tutte le regioni anatomiche. Un commento finale è che quando bobine phased array sono disponibili, permettono l'uso di tecniche di imaging parallelo che accelerano acquisizione e ridurre le distorsioni spaziali in tecniche come l'imaging eco-planare. Questi guadagni sono dotati di una sanzione SNR, tuttavia, e quindi test pilota devono essere indirizzate verso la ricerca di una soluzione che fornisce la migliore qualità dell'immagine.

    Ma poiché queste strategie non completamente compensare disomogenea B 0 e B 1 campi, un altro uso di Δ B 0 e mappe campo Angolo nutazione è in post-elaborazione. Queste mappe possono essere utilizzati per migliorare il calcolo di alcuni parametri quantitativi o per correggere le distorsioni di immagine. Ma alcuni Δ B 0 </ em> - e B 1 problemi -related non può essere totalmente o anche parzialmente correggibile in post-elaborazione. Alcuni esempi comprendono la riduzione dell'efficacia dei metodi di FS, immagine distorsioni lordi in tecniche come l'imaging eco-planare, segnale basso, scarsa efficienza rifocalizzazione in T 2 misure o metodi FSE, e scarsa efficienza inversione di T 1 misurazioni. Anche in questo caso, rigorosi test pilota e in tempo reale operazioni di controllo della qualità sono essenziali.

    Molte delle sequenze usano soppressione del grasso segnale o eccitazione selettiva-acqua come un meccanismo per evitare la contaminazione del segnale muscolare da grasso e / o per ridurre la presenza di artefatti causati dalle diverse frequenze di risonanza di acqua e lipidi protoni. Quando si usa FS, una combinazione di un massimo di tre metodi è impiegato. I segnali alifatici sono ridotti o eliminati utilizzando un impulso spettralmente selettiva inversion recovery adiabatica (Spair), che inverte selettivamente questi segnali.Poiché il segnale recupera da un valore di 0 -M verso + M segnale 0, c'è un tempo in cui il segnale di rete è uguale a zero. I dati di imaging sono acquisiti a questo punto il segnale nulling. Si deve notare che questo punto di tempo dipende da parametri come il tempo di ripetizione e il numero di fette, e quindi deve essere ottimizzato separatamente per ogni sequenza durante il processo di test pilota. Inoltre, la larghezza di banda dell'impulso Spair dovrebbe essere solo abbastanza ampia per eliminare i segnali di grasso, in modo che la riduzione di ampiezza del segnale acqua è mantenuta ad un minimo. L'adozione di misure per massimizzare B 0 uniformità sarà utile in questo senso. Molte delle sequenze anche usare un impulso di saturazione sul olefinico risonanza protonica 45; questo impulso viene applicato immediatamente prima della sequenza di imaging. Ove possibile, viene utilizzata una tecnica di inversione di gradiente. In questo metodo, il segno del gradiente di selezione della fetta è invertita tra gli impulsi di selezione fetta e rifocalizzazione; questo causes segnala lontana risonanza da acqua non deve essere riorientato. Un ulteriore vantaggio di questo approccio è che a differenza di metodi di RF-based, l'inversione di pendenza non consente segnali di grasso per recuperare dal rilassamento longitudinale durante il treno di impulsi RF. Strategie aggiuntive, quali i metodi di Dixon basati su 46, sono inoltre disponibili.

    Un problema comune in analisi dei dati è se utilizzare significare analisi di segnale ROI (in cui i segnali in un ROI vengono mediati e quindi montato su un modello) o analisi basate sui pixel (in cui il montaggio del modello si verifica su un pixel-per-pixel di base, e le statistiche vengono calcolati per i parametri a muro). Il vantaggio del metodo precedente è che valore medio del segnale migliora il SNR efficace. Se il SNR intrinseca è basso, allora questa strategia può contribuire a evitare gli effetti dei parametri-polarizzazione del rumore di fondo. Il vantaggio di quest'ultimo approccio è che l'eterogeneità spaziale è una caratteristica patologica comune di disturbi neuromuscolari. Montando tha valori su base pixel per pixel, questa eterogeneità può essere apprezzato e utilizzato per caratterizzare ulteriori aspetti della malattia fenotipo. Se i permessi SNR questo tipo di analisi da eseguire validamente, gli autori raccomandano questo approccio. Recente lavoro di Willcocks e colleghi illustra il valore di questo approccio nel monitoraggio della progressione della malattia 47.

    Acquisizione dati e analisi: Imaging problemi specifici di sequenza
    Il protocollo utilizza metodi inversion recovery per una misurazione affidabile di T 1. Un limite pratico di molte implementazioni della sequenza inversion recovery è un lungo tempo di scansione totale. La sequenza utilizzata in questo protocollo utilizza un angolo basso lettura tridimensionale, Fast (FLASH), una modesta quantità di accelerazione imaging parallelo, e una ridotta ritardo pre-sequenza per diminuire il tempo di scansione totale a meno di due minuti. Sette volte inversione sono campionati, distanziati in un approssimativoly progressione geometrica da 50 a 6.000 ms. Questa strategia campioni della curva inversione del segnale di recupero più frequentemente durante quelle porzioni del recupero segnale quando la derivata temporale del segnale è alto. La sequenza si ripete con e senza FS, perché l'infiammazione e l'infiltrazione di grasso hanno effetti confondenti sul T protone generale 1: infiammazione aumenta la T acqua 1, mentre il grasso ha una T inferiore a 1 rispetto all'acqua. Così misurando sia T 1 e T 1, ausili FS nell'interpretazione dei dati in quanto permette di risolvere tra queste influenze opposte di infiltrazione grasso e infiammazione T 1. stima dei parametri si ottiene utilizzando non lineare, meno metodi di regressione quadrati in un pacchetto software di calcolo scientifico.

    Le misurazioni T 2 sono condotte in FS e condizioni di non-FS pure, und per un motivo analogo: l'infiammazione e il grasso ognuno può aumentare la T 2. Oltre a infiammazione, processi patologici come lo streaming e le perdite di membrana integrità Z-disco sarebbero inoltre tenuti ad influenzare l'acqua T 2 valori. Sebbene la misura sia T 2 e T 2, FS non può distinguere tra tutte queste fonti di patologia, questa pratica non permettere una maggiore interpretabilità ai dati risolvendo tra patologia generale e muscolare tessuto-specifica. Una strategia alternativa per misurare un valore di acqua sola T 2 è usare 1 spettroscopia H MR all'acqua separato dal lipidi sull'asse chemical shift dello spettro. Anche se questo approccio ha risoluzione spaziale significativamente inferiore a quello delle immagini e può essere soggetto a discrezione dell'utente e soggettività per quanto riguarda il posizionamento del volume durante l'acquisizione dei dati, si fornisce un modo inequivocabile per separare l'acqua esegnali di lipidi.

    Il protocollo per T 2 la misura qui presentata utilizza diversi metodi per mitigare alcune fonti comuni di errore nella T 2 misure, vale a dire B 1 disomogeneità e stimolato la formazione di eco da impulsi di rifocalizzazione imperfetti. echi stimolata sono costituite da una combinazione di tre impulsi non-180 °. Dato che un certo livello di B 1 disomogeneità esiste sempre, e che i treni multi-eco vengono utilizzati per assaggiare il T 2 -dipendente decadimento del segnale, ha stimolato gli echi sono una fonte potenzialmente significativa di errori in T 2 misure. Le strategie utilizzate qui di eliminare stimolati formazione echo includono l'uso di una singola acquisizione fetta, una sequenza ottimizzata di gradienti spoiler prima e dopo il riorientamento impulsi 48, echo lineari spaziatura 49, e l'uso del B 1 -insensitive "Version-S "composito rifocalizzazione impulso 50, che riduce notevolmente gli artefatti causati da rifocalizzazione imperfetta e pur fornendo una larghezza di banda sufficiente per rifocalizzare entrambi i segnali d'acqua e lipidi. Nel test pilota, abbiamo osservato che il regime di deterioramento ottimizzato e l'impulso Versione-S ridotto significativamente l'aspetto di echi stimolati. Notiamo che entrambi questi oggetti sono stati programmati specificamente sul nostro sistema. L'impulso Version-S fa aumentare il tasso di assorbimento specifico (SAR) di energia a radiofrequenza; così una lunga TR e più grande la spaziatura inter-eco sono tenuti a rimanere entro i limiti di sicurezza per SAR. Tuttavia, l'esperienza degli autori è che ben allenati, pazienti confortevoli possono rimanere sufficientemente ancora durante il ~ 12 min. tempo di scansione totale. Inoltre, il valore di spaziatura tra eco di 14 ms è sufficiente per rilevare rilassamento multi-esponenziale, quando esiste. Un approccio alternativo, non impiegata qui, è quello di includere ricentrare l'efficienza cardiaca e stimolato echi nella fitting 38,28, che fornirà una mappa B 1 e permettere acquisizioni multi-slice 39. Il lettore è indicato anche diversi studi recenti che descrivono l'applicazione e l'interpretazione di T 2 misure in malattia muscolare, che forniscono alcuni simili e alcuni diversi suggerimenti riguardanti questi metodi 40,51.

    Il protocollo presentato qui utilizza il metodo di saturazione pulsata per l'imaging QMT. Anche se ci sono cinque parametri a muro che vengono generati, solo il PSR è segnalato. Questo è perché gli altri quattro parametri sono o meglio stimate utilizzando altri metodi (come il T 2 della piscina di acqua gratuita) o mancanza di sensibilità patologico (come ad esempio il tasso di cambio tra piscine 52,53). Rispetto ad altri metodi QMT, copertura 3D può essere raggiunto entro un tempo clinicamente fattibile per il metodo di saturazione impulsi. Un altro vantaggio di questo approccio è la sua QMT comcompatibilità con i metodi di impulso binomio spazio-spettrali per l'eccitazione selettiva di acqua, che è stato trovato per sopprimere i segnali di grassi> 95% su tutta l'immagine. Sia l'impulso di eccitazione selettiva-acqua e gli impulsi di saturazione off-risonanza sono state personalizzate sul nostro sistema. Precedente simulazioni numeriche 54 hanno indicato che un componente aggiuntivo grasso per il segnale potrebbe stime dei parametri di polarizzazione QMT; in tal modo FS è sempre consigliato per l'imaging QMT nei muscoli scheletrici. Come discusso sopra, eccessivi B 1 disomogeneità e motion artefatti può stime dei parametri di polarizzazione QMT pure.

    Il protocollo di DT-MRI è implementato con attenzione ai distorsioni spaziali di imaging eco-planare, SNR e B -value. Qui, le distorsioni spaziali sono ridotte utilizzando imaging parallelo, e corretti in post-elaborazione utilizzando una registrazione affine. Come osservato in precedenti lavori, l'SNR e b -VALORE hanno effetti interattivi sul estimation D 55-57, con bassi valori di SNR conseguente stima particolarmente erronea λ 1, λ 3, v 1, e FA 55,57-59. Nel muscolo, i requisiti SNR per la stima accurata tensore sono più bassi nella gamma b = 435-725 s / mm 2 55-57,60. Anche se altri autori 61,62 hanno riportato risultati favorevoli da utilizzare denoising approcci per il muscolo DT-MRI, i grandi ROI analizzati in questo protocollo sono sufficienti media del segnale in modo da non richiedere questi passaggi aggiuntivi. Il lettore si riferisce a diverse recensioni del tema della realizzazione ottimale di metodi DT-MRI 56,63.

    Infine, alcuni avvertimenti e le possibili fonti di errore relativi a quantitativi FWMRI sono noti. In primo luogo, l'algoritmo di raccordo FattyRiot qui adottato assume uno spettro di grasso specifico con nove picchi in posizioni fisse e relative ampiezze 64. Il Spectru grasso assuntom non è un partner perfetto per il vero nello spettro vivo, che varieranno soggetto a soggetto; tuttavia, risolvendo per uno spettro grasso arbitrario non è pratico con un piccolo numero di echi. In secondo luogo, l'algoritmo adatta per un singolo R 2 * fattore di decadimento condivisa da entrambi i segnali acqua e grasso. È noto che completamente ignorando R 2 * confonde misurazioni quantitative frazione di segnale di grasso, e che adatta per un singolo R 2 * decadimento è adeguata 65. Tuttavia, l'esatta R 2 * dei picchi acqua e individuale grassi varia. In terzo luogo, gli algoritmi di separazione FWMRI che utilizzano immagini complesse sono vulnerabili a gravi B 0 campo disomogeneità che può causare errori di classificazione dei segnali di grassi e acqua. Oltre a utilizzare robusti algoritmi spazialmente vincolate, una distanza più piccola eco permette di catturare più grandi B 0 variazioni di campo. Algoritmi utilizzando immagini di grandezza sono più robusti nel Presence di B 0 campo disomogeneità, ma soffrono pene SNR. Algoritmi utilizzano immagini complesse possono essere confusi dalle correnti parassite o qualsiasi altro effetto di fase variabile nel tempo. Tali effetti confondenti di fase sono in genere peggiori per la prima eco in un multiplo treno lettura eco e possono essere mitigati semplicemente ignorando tali echi. In alternativa, una grandezza misto e modello del segnale complesso possono essere adottate 66. Gli utenti di algoritmi FWMRI che prendono immagini complesse come input dovrebbe evitare altre fonti di potenziale perturbazione delle immagini complesse come le correzioni applicate in cantiere di ricostruzione delle immagini su molti scanner MRI commerciali. Tali correzioni di fase devono essere disattivati, o l'utente deve ricostruire le immagini direttamente dai dati grezzi originali. Infine, qualsiasi stima della frazione grassa con FWMRI è in realtà una stima della frazione di segnale di grassi, e quindi è influenzata da alcun fattore in grado di scalare in modo differenziato i segnali di grasso o di acqua. Il T 1 T 1 -weighting è funzione di T 1, TR, e l'angolo di eccitazione nutazione. T 1 bias nella stima frazione di segnale di grasso è peggiore per voxel con un quasi uguale mix di acqua e grasso. Aumentando la TR o riducendo l'angolo di nutazione può minimizzare il bias. T 1 polarizzazione può anche essere corretta in modo retrospettivo utilizzando assunti valori T 1 per l'acqua e il grasso, come facciamo qui (1,4 s e 0,3 s per l'acqua e grasso, rispettivamente), o dei valori misurati.

    Protocollo di formazione / selezione Sequenza
    Come discusso sopra, il muscolo paesaggio patologica è complessa. FWMRI è unico tra le misure in questo protocollo in quanto ha un'interpretazione univoca. Come notato, molti degli altri biomarker qMRI misurati qui hanno un non-specifica base patologica che spesso incLudes edema ma può includere anche l'infiltrazione di grasso, fibrosi, i danni della membrana, e la rottura sarcomerica. Si sottolinea che alcune di queste sensibilità sono ancora solo ipotizzato di esistere. Vi è una notevole quantità di lavoro che deve essere fatto per dimostrare, quantitativamente, l'importanza relativa di questi e di altri processi patologici o Stati ad ogni biomarker qMRI. Con tale comprensione, l'approccio multi-parametrica qui descritto può consentire, attraverso la combinazione di variabili, descrizioni più specifiche delle singole patologie.

    In alternativa, il lettore può scegliere di adattare questo protocollo selezionando un sottoinsieme delle misurazioni qui presentati. Ad esempio, il valore aggiunto delle FS e le misurazioni non-FS è probabilmente bassa in condizioni non caratterizzate da sostituire il grasso del muscolo. Ciò potrebbe consentire di ridurre il tempo di imaging per il paziente, ulteriori misurazioni da effettuare (come ad esempio la spettroscopia MR, MRI imaging di perfusione, ecc < / Em>), o parti del corpo aggiuntivi da acquisire. Come molte malattie muscolari presenti in modo prossimale a distale, il protocollo qui descritto è implementato nelle cosce, come la malattia in questa regione può fornire un marker precoce di malattia coinvolgimento. Tuttavia, misurando la patologia in entrambe le regioni prossimale e distale può consentire di misure più efficaci di progressione della malattia.

    Conclusioni
    In conclusione, questo protocollo qMRI permette la valutazione quantitativa di edema, infiltrazione grassa, e atrofia, che sono tre componenti principali patologiche di malattie neuromuscolari. Incorporando una vasta raccolta di misurazioni (T 1, T 2, diffusione, QMT, FWMRI), l'interpretabilità dei dati è sia ampliato e approfondito. Quando attenzione è rivolta a potenziali fonti di errore, questo approccio può accurato e preciso caratterizzare diversi componenti principali di malattie neuromuscolari.

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    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

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