Quantitative Magnetic Resonance Imaging van de skeletspieren 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

Neuromusculaire aandoeningen vertonen vaak een tijdelijk wisselend, ruimtelijk heterogene en veelzijdige pathologie. Het doel van dit protocol is om deze pathologie niet-invasieve magnetische resonantie beeldvorming te karakteriseren.

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

Kwantitatieve magnetische resonantie beeldvorming (qMRI) beschrijft de ontwikkeling en toepassing van MRI fysische, chemische kwantificeren en / of biologische eigenschappen van levende systemen. QMRI vereist dat men een biofysische model voor het systeem, dat bestaat uit het weefsel van de rente en een MRI-pulssequentie te nemen. De pulssequentie is bedoeld om de foto-signaal intensiteiten sensibiliseren voor de van interesse zijnde parameter in het model. MRI-signaal eigenschappen (signaal magnitude, frequentie en / of fase) worden gemeten en geanalyseerd volgens het model. Het doel is om een ​​onpartijdige, kwantitatieve schatting van een fysische of biologische parameter die continu verdeeld, fysieke meeteenheden te produceren. Vaak zijn de vergelijkingen die het systeem geanalyseerd en gemonteerd op een pixel voor pixel basis het produceren van een beeld waarvan de pixelwaarden de waarde van de variabele directe weergave. Zo'n beeld wordt aangeduid als een parametrische kaart.

Een gemeenschappelijk gebruik van qMRI is de development en de toepassing van biomarkers. Biomarkers kunnen worden gebruikt om een ​​ziektemechanisme onderzoeken stellen van een diagnose, prognose te bepalen, en / of een therapeutische reactie te evalueren. Zij kunnen de vorm aannemen van de concentraties of activiteiten van endogene en exogene moleculen, een histologisch monster, een fysieke hoeveelheid, of een interne opname te maken. Enkele algemene eisen van biomarkers zijn dat zij objectief gezien een continu verdeelde variabele meten met behulp van fysische meeteenheden; hebben een duidelijke, goed begrepen relatie met de pathologie van belang; zijn gevoelig voor verbetering en verslechtering van de klinische toestand; en kan worden gemeten met geschikte nauwkeurigheid en precisie. Niet-invasieve of minimaal invasieve biomarkers bijzonder gewenst mocht bevorderen patiëntcomfort en minimaal verstoren de pathologie van belang.

Een doelpunt voor het ontwikkelen van image-based biomarkers voor spierziekte is spierziekte op een manier die complementar weerspiegeleny, specifieker dan meer ruimtelijk selectief dan, en / of minder invasief dan bestaande methoden. Een bijzonder voordeel van qMRI hierbij is dat het de mogelijkheid om meerdere soorten informatie integreren en dus potentieel karakteriseren vele aspecten van het ziekteproces. Dit vermogen is zeer belangrijk in spierziekten, die vaak vertonen een ruimtelijk variabele complexe pathologie die ontsteking, necrose en / of atrofie met vetvervanger, fibrose, verstoring van de myofilament rooster ( "Z-disk streaming") en membraanschade omvat . Een ander voordeel van qMRI methodes is dat kwalitatieve of semi-kwantitatieve beschrijvingen van-contrast op basis van MR-beelden weer te geven niet alleen de pathologie, maar ook verschillen in beeldopname parameters, hardware en menselijke perceptie. Een voorbeeld van dit laatste punt werd gedemonstreerd door Wokke et al., Die aantoonde dat semi-kwantitatieve evaluatie van vetinfiltratie zijn zeer variabel en vaak onjuist, wkip in vergelijking met kwantitatieve vet / water MRI (FWMRI) 1.

Het protocol hier beschreven omvat pulssequenties voor het meten van de longitudinale (T 1) en transversale (T2) relaxatietijd constanten, kwantitatieve magnetisatie overdracht (QMT) parameters, water diffusie coëfficiënten gebruikmakend van diffusie tensor MRI (DT-MRI), en spieren structuur met behulp van structurele beelden en FWMRI. T 1 wordt gemeten met een inversie herstel sequentie, waarbij de netto magnetisatie vector wordt omgekeerd en de grootte wordt bemonsterd als het systeem terug naar evenwicht. T 2 wordt gemeten door herhaaldelijk heroriënteren dwarsmagnetisatie behulp van een trein van pulsen heroriëntatie, zoals de Carr-Purcell Meiboom-Gill (CPMG) methode, en bemonstering van de resulterende spin-echo. T 1 en T2 gegevens kunnen worden geanalyseerd met niet-lineaire curve-fitting methoden die uitgaan van een aantal Exponential componenten a priori (gewoonlijk één tot drie) of met een inverse lineaire benadering waarin de waargenomen data past op de som van een groot aantal rottende exponentiële resulteert in een spectrum van signaalamplitudes. Deze benadering vereist een niet-negatieve kleinste kwadraten (NNLS) 3 oplossing, en omvat typisch bijkomende regularisatie stabiele resultaten. T 1 en T2 metingen zijn op grote schaal gebruikt voor spierziekten en schade 4-9 bestuderen. 1 T-waarden worden gewoonlijk afgenomen vet geïnfiltreerde gebieden van spieren en verhoogd in ontstoken gebieden 4-6; T2-waarden worden verhoogd in zowel vet geïnfiltreerd en ontstoken gebieden 10.

QMT-MRI is kenmerkend voor de gratis water en solid-achtige macromoleculaire proton zwembaden in de weefsels door het schatten van de verhouding van macromoleculaire om gratis water protonen (de grootte van het zwembad ratio, PSR); de intrinsieke relaxatie tarieven van deze zwembaden; en de wisselkoersen tussen hen. Common QMT benaderingen omvatten gepulseerde verzadiging 11 en selectieve inversie herstel 12,13 methoden. De onderstaande protocol beschrijft het gebruik van gepulseerde verzadiging benadering, waarin ruime lijnbreedte van de macromoleculaire proton signaal ten opzichte van de smalle lijnbreedte van het water proton signaal exploiteert. Door het verzadigen van de macromoleculaire signaal bij resonantiefrequenties voldoende van het watersignaal wordt het watersignaal verlaagd als gevolg van magnetisatie overdracht tussen de vaste en vrije waterproton zwembaden. De gegevens worden geanalyseerd met een kwantitatieve biofysische model. QMT is ontwikkeld en toegepast bij gezonde spieren 14,15, en een recente abstracte verscheen beschrijft de uitvoering ervan in spierziekte 16. QMT is gebruikt om kleine diermodellen van spierontsteking bestuderen, waarbij is aangetoond dat ontsteking vermindert de PSR 17. Aangezien MTweerspiegelt zowel macromoleculaire en water inhoud, kan MT data ook nadenken fibrose 18,19.

DT-MRI wordt gebruikt om het anisotrope diffusie gedrag van watermoleculen in weefsels van geordende, langgerekte cellen te kwantificeren. In DT-MRI wordt het water diffusie gemeten in zes of meer verschillende richtingen; Deze signalen worden vervolgens aan een tensor model 20. De diffusie tensor, D, is gediagonaliseerd drie eigenwaarden (waarin de drie voornaamste diffusiviteiten zijn) en drie eigenvectoren (waarvan de richting overeenkomt met de drie diffusiecoëfficiënten geven) te verkrijgen. Deze en andere kwantitatieve indices afgeleid van D geven informatie over weefselstructuur en oriëntatie op een microscopisch niveau. De diffusie-eigenschappen van de spieren, met name de derde eigenwaarde van D en de mate van diffusie anisotropie weerspiegelen spierontsteking 17 en spierschade door experimentele letsel 21, strain injury 22, en de ziekte van 23,24. Andere mogelijke invloeden op de diffusie-eigenschappen van de spier in verandering celdiameter 25 en membraanpermeabiliteit veranderingen.

Tenslotte spieratrofie, zonder of zonder macroscopische doorregen, is een pathologisch bestanddeel van vele spierziekten. Spieratrofie kan worden beoordeeld aan de hand van structurele beelden spier doorsnede of volume en FW-MRI meten vettige infiltratie te evalueren. Vetinfiltratie kan kwalitatief worden beschreven in T1 - en T2-gewogen afbeeldingen 26, maar vet en water signalen meet u door het vormen van beelden die de verschillende resonantiefrequenties van vet en water protonen 27-29 benutten. Kwantitatieve vet / water beeldvormende werkwijzen zijn toegepast spierziekten zoals spierdystrofie 1,30,31, en kan het verlies van beweeglijkheid bij deze patiënten 31 voorspellen.

32 gepubliceerd. Het protocol bevat standaard pulssequenties evenals radiofrequentie (RF) en magnetisch veld gradiënt objecten specifiek op onze systemen geprogrammeerd. De auteurs verwachten dat het protocol ook bij andere neuromusculaire aandoeningen gekenmerkt door spieratrofie, ontsteking en vetinfiltratie toepassing (zoals spierdystrofieën).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

LET OP: De lezer wordt eraan herinnerd dat alle onderzoek met mensen door de lokale Institutional Review Board (IRB) moet worden goedgekeurd voor het gebruik van proefpersonen in het onderzoek. Onderzoek deelnemers moeten worden geïnformeerd over het doel, de procedures, de risico's en voordelen van het voorgestelde onderzoek; de beschikbaarheid van alternatieve behandelingen of procedures; de beschikbaarheid van de vergoeding; en van hun recht op privacy en om hun toestemming in te trekken en te staken hun deelname. Voorafgaand aan de MRI-testsessie, een onderzoeker moet een potentiële proefpersoon te presenteren met een IRB-goedgekeurde informed consent document (ICD), de inhoud ervan uit te leggen, en vraag de potentiële onderzoek deelnemer als hij / zij wenst deel te nemen aan het onderzoek. Als dat zo is, zal de deelnemer moeten ondertekenen en dateren de ICD voorafgaand aan de voltooiing van een van de stappen van het protocol hier.

1. acties voor de dag van Testing

  1. Beperk de leefgewoonten dat Kan verwart de Data
    1. Vraag de deelnemer niet matige tot zware oefening tijdens de 48 uur voorafgaand aan het testen. Instrueer de deelnemer tijdens de 24 uur voorafgaand aan het testen van over-the-counter medicatie en alcoholgebruik te onthouden. Vraag de deelnemer te onthouden van het gebruik van tabak of cafeïne verbruik tijdens de 6 uur voor de test.
    2. Voorafgaand aan het testen, bevestigen dat de deelnemer in overeenstemming is met deze instructies.
  2. Bereid de MRI-systeem
    1. Zorg ervoor dat de beschikbaarheid van alle benodigde apparatuur, zoals vermeld in de tabel van materialen en apparatuur.
    2. Definieer een MRI-protocol; voorgestelde parameters worden in tabellen 1-5.

2. Dag van Testing: Bereid je voor op MRI Data Acquisition

  1. Gedragscode Veiligheid Screening
    1. Scherm voor potentiële gevaren in de MRI-omgeving door het hebben van een MRI-veiligheid-tregende gezondheidszorgarbeider presenteren het onderzoek deelnemer met een geschikte veiligheid MRI vorm, zoals die gevonden op www.mrisafety.com.
    2. Als er een geïmplanteerde magnetische of magnetisch gevoelige objecten, ervoor te zorgen dat ze veilig zijn voor de MRI-scan.
  2. Bereid de MRI-systeem
    1. Zorg ervoor dat al het personeel van alle magnetische en magnetisch gevoelige objecten zijn verwijderd voordat het invoeren van de kamer dat de MRI-systeem herbergt. Voeren deze controle elke keer dat er iemand binnenkomt de MRI-kamer.
    2. Bereid het MRI systeem door het plaatsen van de ontvangstspoel op de patiënt bed van het MRI systeem. Ook, plaats een matras met een laken en kussen met kussensloop op het bed. Hebben bandjes beschikbaar rond de dijen te plaatsen en bolsters of kussens te plaatsen onder de knieën.
    3. Start de software-interface, voer patiëntgegevens, en open de imaging-protocol.
  3. Plaats de Research Participant op de MRI-scanner Table <ol>
  4. Observeer het onderzoek deelnemer als hij / zij controleert zijn / haar persoon en kleding voor het magnetisch gevoelige objecten. Verzeker deze voorwerpen buiten de MRI kamer in een afsluitbare container. Voer de MRI-kamer met het onderzoek deelnemer direct na het voltooien van deze stap.
  5. Plaats de deelnemer op de patiënt bed in een liggende, voeten-eerste positie. Plaats het lichaamsdeel te beelden zo dicht bij de middellijn van de tabel als praktisch. Plaats bolsters of kussens onder de knieën te trekontlasting terug te bieden voor de lagere en plaats een kussen onder het hoofd. Om beweging te beperken, voorzichtig maar effectief te beveiligen de dij, benen en voeten en ervoor te zorgen dat de deelnemer is comfortabel.
  6. Plaats de RF-ontvanger spoel rond de dijen van de deelnemer en sluit deze aan het MRI-systeem.
  • Instrueer de deelnemer en complete Final Pre-testing Steps
    1. Instructies geven over hoe om te communiceren met de onderzoekers. Zorg voor de participant met gehoorbescherming en een signalering apparaat dat kan worden gebruikt om te bellen voor hulp inroepen als dat nodig is. Instrueer de deelnemer van de noodzaak om stil te blijven tijdens en tussen alle beeldvormende sequenties.
    2. Schuif de patiënt bed in de MRI scanner zodanig dat het lichaamsdeel af te beelden is afgestemd op het centrum van de MRI-scanner.
    3. Na het verlaten van de MRI-kamer, bevestigen dat de communicatie met de patiënt systeem werkt en zie dat de deelnemer is comfortabel. Gedurende het protocol, communiceren regelmatig met de deelnemer zijn / haar comfort en de naleving van de instructies van de ECB.
  • 3. Dag van Testing: Verwerven van de MRI gegevens

    1. voorbereidende stappen
      1. Als het MRI-systeem bepaalt de instrumentele instellingen en kalibraties voor elke beeldvormingssequentie (middenfrequentie, ontvangerversterking kalibratie, etc.), begeleiden deze processen en zorgen dat elke stap wordt uitgevoerd correctly.
      2. Met behulp van een geschikte software-interface, het verwerven van een set van plaatsbepalende beelden (ook bekend als piloot of scout beelden); het gebruik gesuggereerd parameters weergegeven in tabel 2.
      3. Bepalen waar het centrum slice plaats voor qMRI data acquisities, door het identificeren van beschadigingen en / of door te verwijzen naar het deel ten opzichte van reproduceerbare anatomische oriëntatiepunten.
    2. Verzenden en ontvangen Coil Calibration Steps
      1. Voor deze procedure alsmede alle gewenste beeldvormende stappen definiëren gebied van de anatomie waarin de homogeniteit van het statische magneetveld (B 0), een proces dat bekend staat als "shimming" optimaliseren. Zie figuur 1A voor de typische plaatsing van de shimming volume plaats (VOI) die bij de onderhavige studies.
      2. Als de MRI scanner heeft een multi-element zendspoel verkrijgen een RF ijkgegevens.
      3. Als de MRI scanner heeft een multi-element ontvangstspoel verwerveneen ruimtelijke gevoeligheid kaart van de spoelen.
    3. Verwerven Structurele MRI gegevens
      1. Verwerven van hoge resolutie, multi-slice, T 1-gewogen beelden met behulp van een snelle spin-echo (FSE) volgorde; de beeldvormende parameters voor deze studies zijn samengevat in Tabel 1.
      2. Verwerven van hoge resolutie, multi-slice, T2-gewogen beelden met behulp van een FSE-sequentie; de beeldvormende parameters voor deze studies zijn samengevat in Tabel 2.
    4. Acquire Gegevens voor Real-time Quality Control en maken post-processing Correcties
      1. Acquire driedimensionale (3D) multiple gradient-echo gegevens voor de berekening van de B 0 veld kaarten. De beeldvormende parameters voor de huidige studies zijn samengevat in Tabel 3.
      2. Onderzoekt het veld kaarten zodat er geen afwijkingen van meer dan ± 60 Hz (ongeveer 0,5delen per miljoen op 3 Tesla) over het beeld. Als er, keur een alternatieve benadering vulplaten (andere methode, verschillende plaatsen van VOI, enz.).
      3. Verwerven van 3D data voor de berekening van nutatie hoek kaarten. De beeldvormende parameters voor de huidige studies zijn samengevat in Tabel 2.
      4. Onderzoek op het gebied kaarten om ervoor te zorgen dat er geen gebieden die overmatig afwijken van de nominale nutatie hoek. Voor de RF pulsen die worden gebruikt in dit protocol worden afwijkingen groter dan ± 30% van de nominale nutatie hoek als buitensporig.
    5. Het verwerven van de qMRI Gegevens
      1. Acquire 3D beelden voor het berekenen van de T 1, met een inversie herstel sequentie. De beeldvormende parameters voor de onderhavige studie zijn weergegeven in Tabel 3.
      2. Herhaal de T 1 meting het aanwezige vet signaalonderdrukking (FS, deze parameter abbreviated T 1, FS).
      3. Verwerven één schijfbeelden voor het berekenen van de T 2, dat een T spin-echo sequentie. Gebruik de beeldvormende parameters in tabel 3.
      4. Herhaal de meting T 2 bij aanwezigheid van FS (T 2, FS).
      5. Acquire 3D-beelden voor de berekening van QMT parameters, met behulp van een gepulste verzadiging sequentie met FS en de beeldvormende parameters in tabel 4.
      6. Verwerven meerschijven voor berekeningen van diffusie tensor-parameters met behulp van een aantal diffusie-gewogen beelden. De beeldvormende parameters die in deze studies worden in tabel 4.
      7. Verwerven van 3D data voor de berekening van vet / water beelden, met behulp van een reeks van zes gradient-echo beelden. De beeldvormende parameters die in deze studies worden in tabel 5.
    6. Na het invullen van de qMRI Protocol
      1. Verzekeren datalle afbeeldingen zijn van voldoende kwaliteit zijn ze te bestuderen voor potentieel corrigeerbaar artefacten en door meting van het voldoende signaal-ruisverhouding.
      2. Voor elke qMRI gegevensset definieert verscheidene gebieden van belang (ROI) in de beeldreeksen en onderzoekt het signaal als functie van de relevante parameters (bijvoorbeeld de T 1 afhankelijke gegevens verkregen in stap 3.5.1 en 3.5.2, plot het signaal als functie van de TI en ervoor te zorgen dat de gegevens volgen de inversie-herstelfunctie hieronder in stap 4.1.2 vermeld).
      3. Na het voltooien van een persoonlijke screening voor het magnetisch gevoelige objecten, voert de MRI-kamer. Verwijder de deelnemer uit de magneet, verwijder alle bandjes en padding, en de deelnemers te helpen bij het verlaten van de MRI-scanner en de MRI-kamer.
      4. Overdracht van de gegevens, met behulp van methoden die voldoen aan de lokale gezondheidszorg privacywetgeving, een lokaal werkstation voor de verwerking; data kunnen als Digital Imaging Communications worden geëxporteerd in Medicine (DICOM) bestanden of in de leverancier'S eigen formaat (de methode die wordt gebruikt in dit protocol).

    4. Analyseer de qMRI Gegevens

    1. Bereken de Parametric Maps
      1. Gebruik een computer programma dat is ontworpen voor wetenschappelijke computing en beeldanalyse. Door behandeling van een histogram van het signaal intensiteiten in het beeld zijn, een signaal-gebaseerde drempel beeldmasker dat delen van het signaal bakent uit gebieden lawaai. Vul onderstaand voor elke pixel in het signaal delen van de beelden stappen.
      2. Analyseer de T 1 data door het meten van de intensiteit van het signaal S voor elke inversie keer (TI). Vervolgens passen bij de waarden van S tot een inversie-herstel met een verminderde pre-delay model:

        Equation1

        waarbij M 0 een signaalintensiteit die de magnetisatie in de evenwichtstoestand, Sf de inversie verhouding,en TD is de pre-vertragingstijd. Vervolgens past de gegevens met FS op hetzelfde model, waardoor het bepalen van de longitudinale relaxatietijdconstante met FS, T 1, FS.
      3. Analyseer de T 2-gegevens door het meten van S bij elke TE. Vervolgens past de gegevens aan een mono-exponentieel verval model:

        Equation2

        waarbij N het signaalcompensatiepotentiometer bij aanvang. De lezer kan ook besluiten om de gegevens naar een multi-exponentieel model, zoals hieronder te passen:

        Equation3

        waarin J het aantal exponentiële componenten en f en T 2, j het signaal fractie en T2 behorende bij de jde component. Of de lezer een werkwijze 3 niet-negatieve kleinste kwadraten (NNLS) gebruikt. In de lAtter geval, de Multi-exponentiële Ontspanning Analysis (MERA) toolbox 33 is vrij beschikbaar; andere programma's zijn ook beschikbaar. Herhaal deze analyses voor de gegevens met en zonder FS.
      4. Om de QMT gegevens te analyseren, te meten S voor elke bestraling kracht en de frequentie te compenseren. Corrigeer de nominale bestraling machten (voorgesteld door ω 1 in de onderstaande vergelijking) met behulp van de nutatie hoek kaarten. Corrigeer de frequentie offsets (Δ f in de onderstaande vergelijking) met behulp van de B 0 kaarten om de toegepaste compenseren frequenties aan te passen. Vervolgens past de gegevens naar het volgende model 34,35

        Equation4

        waar ligt de wisselkoers van de macromoleculaire zwembad om het vrije water zwembad, is de longitudinale ontspanning koers van de vrije water zwembad, is de longitudinale ontspanning koers van de macromoleculaire zwembad (aangenomen dat 1 s -1), is de PSR, wordt T 1CWPE is het gemiddelde vermogen van de verzadiging puls. De verzadiging snelheid van de longitudinale magnetisatie van de macromoleculaire zwembad, wordt beschreven door een super-Lorentz model, zoals beschreven in het werk van Henkelman en collega's 34,35.
      5. Om de DTI gegevens te analyseren, voor het eerst gebruik van een affine transformatie algoritme 36 tot elk beeld diffusie gewogen registreren om de bijbehorende afbeelding non-diffusie gewogen. Vervolgens wordt voor elke pixel meet de waarden voor S in de niet-diffusie beeld gewogen en in elke diffusiegewogen richting. Vorm een ​​matrix samengesteld uit de diffusie-codering richtingen. Met behulp van multivariate, gewogen kleinste kwadraten regressie, regressie het signaal gegevens over de verspreiding codering matrix en formulier D. Diagonaliseren D en het uitvoeren van een magnitude-sortering van de eigenwaarden en de eigenvectoren. Vervolgens berekent het gemiddelde diffusiviteit (MD) als:

        "Equation5"
        waarbij λ 1 λ 2 en λ 3 zijn de eigenwaarden van de diffusie tensor. Ook het berekenen van de fractionele anisotropie (FA) als:

        Equation6
      6. Analyseer de FWMRI gegevens met behulp van een kwantitatieve benadering dat water en vet signalen scheidt op basis van chemische verschuiving (zoals de FattyRiot algoritme, gratis te downloaden vanaf https://github.com/welcheb/FattyRiot).
    2. Definieer regio's van belang voor de analyse
      1. Geef ROI op de anatomische beelden (door het definiëren van de grenzen van elke spier van rente). Een voorbeeld is getoond in figuur 1.
      2. Het formaat van de ROI aan de matrix grootte van de qMRI beelden overeenkomen. Indien nodig, stelt u de uitlijning van de ROI op de kaart qMRI overeenkomen (bijvoorbeeld als de deelnemer verplaatsttussen acquisities kan een vertaling van het ROI positie verplicht overlapping de spier grenzen).
      3. Onderzoek elk ROI. Indien nodig, ervoor te zorgen dat er geen pixels opgenomen die deelvolume artefacten, niet-contractiele weefsel, en de stroom artefacten bevatten; zie Figuur 1 voor voorbeelden.
      4. Bereken het gemiddelde en de standaardafwijking van de waarden qMRI alle pixels binnen het geselecteerde ROI.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    Figuur 1 toont representatieve axiale anatomische beelden die op het midden van de dij van een patiënt met polymyositis. Ook getoond is de locatie van de in het vlak projectie van het vulstuk volume. Representatieve parameter kaarten voor elke qMRI methode, allemaal afkomstig van dezelfde patiënt, zijn voorzien van de figuren 2-7.

    Figuren 2A en 2B tonen de Δ B 0 en nutatie beeldhoek kaarten respectievelijk. De B 0 veld kaart toont een sterke ruimtelijke samenvallen van de oppervlakte van de hoogste veld homogeniteit en de plaatsing van de VOI voor shimming, zoals aangegeven in figuur 1A. In de spieren, de Δ B 0-waarden varieerden van -40 tot 52 Hz, met een gemiddelde van 9,3 Hz en een standaarddeviatie van 11,2 Hz. In de nutatie hoek kaart, de waarden varieerden weerm 84,7-122,3% van de nominale nutatie hoek. Door vergelijking van de nutatie hoek kaart met de structurele afbeeldingen in figuur 1, kan worden gezien dat de afwijkingen van de ideale nutatie hoek zwaarder worden het achterste spieren en worden niet duidelijk gecorreleerd met de aanwezigheid van vet in een voxel.

    Monster T 1 relaxometrie gegevens zijn in figuur 3. De beelden zijn gemaskeerd in het onderhuidse vet en lawaai gebieden van de afbeelding uitgesloten. Figuur 3A toont monster T 1 data en Figuur 3B toont monster T 1, FS data. Het is duidelijk in figuur 3A dat de T 1 vet is aanzienlijk lager dan die van de spier; daarom T1 waarden voor spier gemeten zonder FS lager dan T1, FS waarden. Ook het gebruik van FS resultatenaanzienlijk verlies van het signaal uit de regio's vet vervanging of onderhuids vet. Bijgevolg zijn er pixels in deze afbeelding gebieden die ofwel zonder ingebouwde parameters zijn, dat restwater signalen volgende FS vertegenwoordigen, of waarin de parameters zijn slecht geschat.

    Figuur 4A een gemaskeerde parametrische kaart van de T 2, FS waarden en figuur 4B toont de T 2 waarden. Figuur 4C toont een voorbeeld T2 afhankelijke storingsvrij signaal van een pixel en de beste fit van de gegevens naar een mono-exponentiële model. Een afwijking van monoexponential relaxatiegedrag wordt opgemerkt. Figuur 4D toont de resultaten van NNLS analyse van deze zelfde signaaldata met een brede piek die waarschijnlijk zowel vet en water componenten.

    Figuren 5, 6, 7 aanwezig zijn voorbeelden van QMT, DTI en FWMRI data, respectievelijk. Voor de QMT gegevens, wordt alleen de PSR getoond. De toepassing van een signaal drempel deze FS-data beperkt curve-fitting die voxels die in hoofdzaak spier, waardoor uitval van de parameter kaart. Heterogeniteit in de spier waarden voor PSR wordt opgemerkt. Hoewel de methode ook raamt het water T 2 en de wisselkoers tussen de macromoleculaire en gratis water proton zwembaden, zijn deze niet opgenomen, omdat de T 2 beter wordt geschat met behulp van speciale beeldvormende sequenties en omdat de wisselkoers is zowel onbetrouwbaar ingeschat en ongevoelig voor pathologie .

    Figuur 6A toont een parametrische kaart van de MD en figuur 6B toont een kaart van de FA waarden. MD-waarden worden verhoogd in bloedvaten. Ook zijn FA waarden verminderd in de gebieden die overeenkomen met reduced PSR. Zoals met andere hoeveelheden, worden zowel de MD en de FA onnauwkeurig geschat vet vervangen gedeelten van spieren, waarbij FS signaal veroorzaakt neerslag. Ook FA wordt verhoogd buiten het vulstuk volume. Tenslotte is een vetfractie kaart, berekend uit de FWMRI data, getoond in figuur 7. Deze gegevens kwantificeren van de kwalitatief waargenomen vet infiltratie patronen opgemerkt in figuur 1. De overeenkomstige waterfractie kaart gewoon gelijk aan (1 - Vet) en wordt niet getoond.

    Figuur 1
    Figuur 1: Voorbeeld anatomische beelden van een patiënt met polymyositis. Alle van de in figuren 2-7 zijn de gegevens in dit segment vanaf deze deelnemer verworven. A. T 1-gewogen beeld, de in-vlak projectie van het vulstuk volume bedekt de cyaankleurige, semi-transparante rechthoek. T2-gewogen beeld. Overlay op de afbeelding in het groen is een voorbeeld van ROI voor de vastus medialis spier. Door de semi-transparante ROI, gebieden met een hoge signaal, corresponderend met vetvervanger, worden genoteerd. De gele pijl geeft een intramusculaire pees en de magenta pijl geeft het gebied van de neurovasculaire bundel van de dij. De beelden moeten worden geïnspecteerd voor flow artefacten die zich kunnen voordoen langs de fase-encoding dimensie en in lijn met de slagader. Bindweefsels zoals vet en pezen zijn aanbeveling voor de uitsluiting van ROI; Ook, als het debiet artefacten bestaan, moeten ze worden uitgesloten. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    Figuur 2
    Figuur 2: Δ B 0en nutatie Kaarten hoek, van dezelfde patiënt in Figuur 1. A. Δ B 0 kaart, met de kleurschaal waarin de afwijking van het B-veld 0 van de centrale frequentie in Hz. B. nutatie hoek kaart, met de kleur schaal met vermelding van het percentage van de nominale nutatie hoek. Beelden werden gemaskeerd om de waarden van het lawaai gebieden van de afbeelding uitgesloten. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    figuur 3
    Figuur 3: Voorbeeld 1 T gegevens, van dezelfde patiënt in Figuur 1. A. Kaart van de T1 waarden geschat door het aanbrengen van de gegevens aan de inversie herstel met verminderde pre-vertragingsmodel. De kleur schaalgeeft aan dat de T1 waarde in s. B. Kaart van de T 1, FS-waarden, geschat door het aanbrengen van FS gegevens naar hetzelfde model. De kleur schaal geeft de T1 waarde in s. De beelden werden gemaskeerd om waarden uit het onderhuidse vet, de contralaterale been, en het lawaai regio's van het beeld uit te sluiten. Merk op dat de T 1-waarden worden verhoogd wanneer vet signaal onderdrukking wordt gebruikt. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    figuur 4
    Figuur 4: Voorbeeld T 2 Gegevens van dezelfde patiënt in Figuur 1. A. Kaart van de T2-waarden, geschat door het aanbrengen van de gegevens aan de mono-exponentiële verval met ruisterm model. De kleur schaalT geeft de waarde 2 ms. B. Kaart van de T 2, FS waarden geschat door het aanbrengen van de gegevens aan hetzelfde model. In A en B zijn de beelden gemaskeerd om waarden uit het onderhuidse vet, de contralaterale been, en het lawaai regio's van het beeld uit te sluiten. C. Voorbeeld T 2 storingsvrij signaal van een pixel in paneel C en best passende lijn voor de mono-exponentiële model (maar let de afwijking van het signaal van het model, waarbij een niet-monoexponential T2 aangeeft). Afkorting niet eerder opgemerkt: AU, willekeurige eenheden. D. Niet-negatieve kleinste kwadraten analyse van dezelfde grove signaal verval gegevens weergegeven in C. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.


    Figuur 5: Voorbeeld QMT gegevens, van dezelfde patiënt afgebeeld in figuur 1. De kleurschaal geeft de PSR, een dimensieloze grootheid die de verhouding van macromoleculaire aan vrij water protonen. Het gebruik van FS methoden resulteert in een aanzienlijke uitval signaal van die gebieden van de spier die zijn vervangen door fat. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    figuur 6
    Figuur 6: Voorbeeld diffusiedata, van dezelfde patiënt afgebeeld in figuur 1. Panel A toont de gemiddelde diffusiviteit, met de kleurschaal waarin de diffusiviteit met eenheden van 10 -3 mm 2 / s. Paneel B toont de fractionele anisotropie, which is een dimensieloos getal aangeeft de afwijking van het diffusiesysteem van puur isotrope diffusie. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    figuur 7
    Figuur 7: Voorbeeld FWMRI gegevens van dezelfde patiënt afgebeeld in figuur 1. De kleurschaal geeft de vetfractie; de overeenkomstige waterfractie kaart gewoon (1 - Vet) en wordt niet getoond. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

    Parameter lokalisators T 1 -gewogen T2-gewogen
    Algemeen Sequence soort 2D, multi-slice, gradient-echo 2D, multi-slice, fast spin-echo 2D, multi-slice, fast spin-echo
    voorbereidingsfasen Zender gain, ontvanger gain, centrale frequentie, auto-shim Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim
    ontvangstspoel hart- hart- hart-
    Aantal excitaties 1 1 1
    Total scan duur (min: sec) 01:23 01:40 00:54
    Geometrie Anatomische vlak (s) Axiale, coronale en sagittale axiaal axiaal
    Aantal schijfjes / vliegtuig 20 11 11
    Slice dikte (mm) 10 7 7
    Inter-slice gap (mm) 0 0 0
    Slice overname orde Interleaved Interleaved Interleaved
    verworven matrix 150 x 150 340 x 335 256 x 256
    gereconstrueerde matrix 512 x 512 512 x 512 512 x 512
    Gezichtsveld (mm) 450 x 450 256 x 256 256 x 256
    Gereconstrueerde voxel grootte (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
    Contrast Herhaling (ms) 9 530 3000
    effectieve echo (ms) 7 6.2 100
    Echo afstand (ms) N / A 6.2 11.8
    Excitatie flip hoek (°) 20 90 90
    Heroriëntatie flip hoek (°) N / A 110 120
    RF shimming Statisch Aangepaste Aangepaste
    signaal acquisitie Type uitlezing cartesiaanse cartesiaanse cartesiaanse
    parallel imaging Nee SENSE (g = 1,4) SENSE (g = 2,0)
    Bandbreedte / pixel (Hz / pixel) 1237,8 377,1 286.6

    Tabel 1: Parameters gebruikt voor Localizer Imaging en Structural Imaging. Alle sequenties gebruikt kwadratuur lichaamsspoel voor het zenden RF velden. Parameters zoals TR, TE, echo tussenruimte en het aantal echo's kan worden ingesteld enigszins volgens experimentele behoeften terwijl T 1 uitoefenend - en T 2 - weging. Afkorting niet eerder opgemerkt: g, parallel imaging versnelling factor. Groot gezichtsveld beelden worden aanbevolen, aangezien ze kunnen worden gebruikt om pathologie lokaliseren en identificeren van locaties voor qMRI sequenties. De sagittale en coronale overnames zijn bijzonder nuttig in dit verband.

    Parameter afbeelding Sequence
    B 0 -Je mapt Flip Hoek-Mapping
    Algemeen Sequence soort 3D, meerdere RF-bedorven-gradient herinnerd echo 3D, snel gradient-echo, dual TR
    voorbereidingsfasen Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim
    ontvangstspoel Kwadratuurfase body hart-
    Aantal excitaties 1 1
    Total scan duur (min: sec) 01:26 04:33
    Geometrie Anatomische vlak (s) axiaal axiaal
    Aantal schijfjes 11 55
    Slice dikte (mm) 7 7
    Inter-slice gap (mm) 0 0
    verworven matrix 64 x 64 x 6 64 x 64 x 27
    gereconstrueerde matrix 128 x 128 x 11 128 x 128 x 55
    Gezichtsveld (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256 x 385
    Gereconstrueerde voxel grootte (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrast Herhaling (ms) 150 30,0, 130,0
    Echo (ms) {4,6, 6,9} 2.2
    Excitatie flip hoek (°) 25 60
    RF shimming Aangepaste Aangepaste
    signaal acquisitie Type uitlezing cartesiaanse cartesiaanse
    Bandbreedte / pixel (Hz / pixel) 302.5 499,4

    Tabel 2: Parameters Used voor Δ B 0 en nutatie Angle Mapping. Beide sequenties gebruikt kwadratuur-lichaamsspoel voor het overdragen van het RF veld; noch reeks maakt gebruik van parallelle beeldvorming.

    Parameter afbeelding Sequence
    T 1 -Je mapt T 2 -Je mapt
    Algemeen Sequence soort 3D, Inversion-herstel met gradiënt verwend, gradiënt herinnerde echo uitlezing 2D, plak single, multiple-spin-echo
    voorbereidingsfasen Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim
    Aantal excitaties 1 2 Total scan duur (min: sec) 01:44 00:04
    Geometrie Anatomische vlak (s) axiaal axiaal
    Aantal schijfjes 11 1
    Slice dikte (mm) 7 7
    Inter-slice gap (mm) 0 0
    verworven matrix 128 x 128 x 6 128 x 128
    gereconstrueerde matrix 128 x 128 x 11 128 x 128
    Gezichtsveld (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Gereconstrueerde voxel grootte (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrast Herhaling (ms) afwisselend 4000
    Inversion pulse 180 °, 1 ms, vorm: block N / A
    Inversion hersteltijden (ms) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    Pre-vertragingstijd (ms) 1500 N / A
    Fat signaal onderdrukking (indien gebruikt) 1331 binomiale-water selectieve excitatie SPAIR (vermogen: 2 pT, inversie vertraging 202 ms, frequentie offset 250 Hz);
    Sinc-Gauss pre-puls (90 °, duur: 18 ms, frequentie offset: 100 Hz)
    Excitatie flip hoek (°) 10 90
    heroriëntatie pulse N / A Versie-S
    Echo (ms) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    Aantal echo / echo afstand (ms) N / A N / A
    RF shimming Aangepaste Adaptieve
    signaal acquisitie Type uitlezing cartesiaanse cartesiaanse
    parallel imaging SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Bandbreedte / pixel (Hz / pixel) 383 335,1

    Tabel 3: Parameters gebruikt voor T 1 en T 2 Mapping. T 1 en T 2 gegevens worden verkregen met en zonder FS. Beide sequenties gebruik maken van de kwadratuur lichaam spoel voor het zenden van RF-velden en een zes-element cardiale spoel voor signaalontvangst. De herhaling varieert voor de T 1 -Je mapt volgorde, omdat het gebruik maakt van een vast pre-delay tijd met variabele omkering time.

    Parameter afbeelding Sequence
    QMT DTI
    Algemeen Sequence soort 3D, MT-gewogen gradient herinnerd echo 2D, multi-slice, single-schot spin-echo EPI
    voorbereidingsfasen Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim
    Aantal excitaties 2 6
    Total scan duur (min: sec) 10:41 06:28
    Geometrie Anatomische vlak (s) axiaal axiaal
    Aantal schijfjes 11 11
    Slice dikte (mm) 7 7
    Inter-slice gap (mm) 0 0
    verworven matrix 128 x 128 x 6 64 x 64
    gereconstrueerde matrix 128 x 128 x1 128 x 128
    Gezichtsveld (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Gereconstrueerde voxel grootte (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrast Herhaling (ms) 50 4000
    MT pulse Nominaal flip hoeken: 360 °, 820 °;
    Pulse width: 20ms;
    Frequentieverschuivingen: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz
    N / A
    Diffusion weging (b) (s • mm -2) N / A b = 450;
    15 richtingen + een b= Image 0
    Fat signaal onderdrukking (indien gebruikt) 1331 binomiale-water selectieve excitatie Gradient omkering;
    Sinc-Gauss pre-puls (90 °, duur: 18 ms, frequentie offset: 100 Hz)
    Echo (ms) 3.9 48
    Aantal echo / echo afstand (ms) N / A N / A
    Excitatie flip hoek (°) 6 90
    RF shimming Aangepaste Aangepaste
    signaal acquisitie Type uitlezing cartesiaanse cartesiaanse
    parallel imaging SENSE (g = 1,5) SENSE (g = 1,5)
    Bandbreedte / pixel (Hz / pixel) 383 42.1

    Tstaat 4: Parameters gebruikt voor QMT en DTI. Beide sequenties gebruikt kwadratuur-lichaamsspoel voor het verzenden van het rf veld en een zes-element cardiale spoel signaalontvangst. Afkorting niet eerder opgemerkt: EPI, echo-planaire beeldvorming.

    Signal overname
    Parameter afbeelding Sequence
    FW-MRI
    Algemeen Sequence soort 3D gradiënt-herinnerd echo
    voorbereidingsfasen Receiver gain, centrale frequentie, VOI shim
    RF-transmissie spoel Quandrature lichaam
    ontvangstspoel hart-
    Aantal excitaties 1
    Total scan duur (min: sec) 00:18
    Anatomische vlak (s) axiaal
    Aantal schijfjes 11
    Slice dikte (mm) 7,0 mm
    Inter-slice gap (mm) 0 mm
    verworven matrix 128 x 128 x 4
    gereconstrueerde matrix 128 x 128 x 7
    Gezichtsveld (mm) 256 x 256 x 77
    Gereconstrueerde voxel grootte (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00
    Contrast Herhaling (ms) 75
    Excitatie flip hoek (°) 22
    Echo keer (ms) {1,34, 2,87, 4,40, 5,93 ... 8,99}
    Excitatie flip hoek (°) 6
    RF shimming Aangepaste
    Type uitlezing cartesiaanse
    parallel imaging SENSE (g = 1,3)
    Bandbreedte / pixel (Hz / pixel) 1395,1

    Tabel 5: Parameters gebruikt voor FW-MRI.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Spierziekten zoals de spierdystrofieën en idiopathische inflammatoire myopathieën uitmaken van de groep van ziekten die heterogene in etiologie en als individuele entiteiten, zeldzaam in de incidentie zijn. Bijvoorbeeld, Duchenne spierdystrofie - de meest voorkomende vorm van spierdystrofie - heeft een incidentie van 1 op de 3500 levend mannelijke geboortes 37,38; dermatomyositis, waarop dit protocol is toegepast, heeft een incidentie van 1 op 100.000 39. De hogere collectieve incidentie van deze ziekten, echter, en hun vaak overlappende pathologische tekenen - atrofie, ontsteking, vet infiltratie, membraan schade en fibrose - ondersteuning van de ontwikkeling en toepassing van een gemeenschappelijke set van methoden voor het kwantitatief karakteriseren van deze ziekten.

    QMRI kan karakteriseren veel van deze pathofysiologische veranderingen niet-invasief. Zoals bij elke wetenschappelijke methode, moet qMRI studies in een auto worden uitgevoerdeful manier. Een fundamenteel probleem is de veiligheid. Ook, elke qMRI hier beschreven methode is geassocieerd bronnen van fouten; en voor de hand liggende redenen, is het belangrijk te begrijpen en erkennen deze fouten. Tenslotte vele metingen een complex interpretatie. Deze onderwerpen worden hier besproken. Bij de presentatie van de discussie, stellen we vast dat de hier gepresenteerde protocol beschrijft wat we voelen is de beste experimentele aanpak voor onze doeleinden. Wij erkennen dat anderen verschillende opvattingen, extra kennis kunnen hebben, of kunnen ervoor kiezen om de mogelijke uitkomsten van het protocol optimalisatie anders wegen dan wij. Ook kan de lezer MRI systeem niet alle in het protocol beschreven beschikbare opties; of de lezer kan extra opties die niet beschikbaar zijn op ons systeem te hebben. We hebben opgemerkt welke aspecten van ons protocol zijn op maat geprogrammeerd op ons systeem. De lezer wordt geadviseerd om alle van de literatuur volledig overwegen, onderzoekt alle relevante opties op zijn / haar systeem, enbeslissingen die resulteren in een optimale protocol zijn / haar experimentele doeleinden.

    MRI Safety Issues
    MRI maakt gebruik van verschillende soorten van magnetische velden. B 0 veldsterkte van de in de hier beschreven studies systeem 3,0 Tesla of ongeveer 15.000 maal gebied van ~ 0,2 mT de aarde. Gepulseerde RF magneetvelden (B 1) worden gebruikt om energie introduceren in het spinsysteem en maak de resonantie fenomeen. Magnetische gradiëntvelden worden aan- en uitgeschakeld tijdens het belichtingsproces sequentie en worden voor verschillende doeleinden. Ze worden gebruikt om een ​​lineair verband tussen frequentie en NMR ruimtelijke positie ten behoeve van ruimtelijke codering maken en worden ook gebruikt om ongewenste signaalbronnen elimineren.

    Elk van deze soorten van magnetische velden heeft veiligheidsoverwegingen gekoppeld. Een belangrijk veiligheidsprobleem in verband met het veld B 0 is eencceleration van magnetische voorwerpen in de richting van de magneet. De B 0 veld altijd aanwezig. Omdat de sterkte van een magnetisch veld varieert als functie van 1 / d 3, waarbij d de afstand van de bron van het veld, de B 0 veld snel toe als een nadert het MRI systeem. Ferromagnetische objecten kunnen worden versneld in de richting van de MRI-systeem met weinig of geen waarschuwing en kan ernstig letsel of de dood tot gevolg hebben. Daarom moeten ze worden gedemon- teerd en buiten de MRI kamer. Andere gevaren in verband met het veld B 0 zijn de plaatsing van abnormale momenten op geïmplanteerd magnetische voorwerpen en wissen of andere schade aan magnetisch gevoelige apparaten. B 1 velden kunnen weefsels warmte, en dit effect kan worden versterkt in de gebieden rond geïmplanteerde metalen voorwerpen. Gradiëntvelden kunnen elektrische stromen in geleidende objecten (zoals zenuwen en geïmplanteerde medische apparaten) te induceren. Het schakelen van gradiëntvelden genereert ook potentieel luid en onaangenaam akoestische ruis. Regering regelgevende instanties hebben strikte beperkingen op de niveaus en de duur van de blootstelling geplaatst om deze verschillende soorten van magnetische velden, en de menselijke beeldvormende systemen hebben intrinsieke software controles die de naleving van deze richtlijnen te waarborgen.

    De lezer moet weten dat deze presentatie is een beetje oppervlakkig. Het is de plicht van al het personeel in verband met MRI testen om volledig op de hoogte van alle relevante veiligheidskwesties en hoe om ongevallen te voorkomen. Ook moet al het personeel in verband met MRI tests worden gescreend voor potentieel gevaarlijke geïmplanteerde metalen of medische apparatuur.

    Pre-testing Lifestyle Beperkingen
    Het uitoefenen van zo veel experimentele controle over pre-testen lifestyle gedrag mogelijk is een belangrijk onderdeel van dit protocol. Bij T2 metingen dient enkel als voorbeeld waarom dit besturingselementis nodig. T 2 wordt beschouwd als een toonaangevend MRI biomarker neuromusculaire ziekte 40. Echter, de spier water proton T 2 worden verhoogd om verschillende redenen. In qMRI studies neuromusculaire ziekten, wordt het T 2 gemeten in de aanwezigheid van FS algemeen aangenomen dat een toestand van chronische ontsteking van ernst van de ziekte weerspiegelen, terwijl de niet-FS T2 ook tijdens vetinfiltratie. Echter, T 2 kan ook onder een middellange termijn verhogingen door excentrische oefening 41, die van invloed kunnen patiënten en gezonde proefpersonen verschillend 42. Daarom, de auteurs bevelen beperken matige tot zware inspanning gedurende 48 uur voor de test. T 2 kunnen ook kortere levensduur verhogingen ondergaan als gevolg van acute aanvallen van lichaamsbeweging 43,44. Voor een patiënt met ernstig spierverlies, kon looptraining intens genoeg te verheffen T vormen

    Data Acquisition and Analysis: General Issues
    Een belangrijk punt is dat zorgvuldig pilottests, eerst bij gezonde personen en bij personen met de ziekte plaats, is essentieel. Vele experimentele mogelijkheden zijn zeer specifiek voor het MRI-systeem (inclusief maar niet beperkt tot B 0 veldsterkte vulplaten strategieën RF spoel opties maximale magnetische veldgradiënt sterkte en de beschikbaarheid van geavanceerde opties zoals RF pulsvorm). Sequentiespecifieke proefafnames doelen worden hieronder beschreven. Andere zaken die gegevenskwaliteit beïnvloeden biologisch van aard, bijvoorbeeld het type ziekte en de verwachte pathologieën, leeftijd van de patiëntenpopulatie, en zelfs het lichaamsdeel af te beelden. Al deze factoren tijdens de piloot t moet worden beschouwdsant.

    Tijdens de data-acquisitie zelf, een vaak voorkomend probleem is beweging. De beeldvormende gedeelte van het protocol hier gepresenteerde kan zo veel als een uur nodig. Enkele sequenties (zoals echo-planaire beeldvorming) zijn ongevoelig voor bulk beweging; maar andere sequenties zijn lang, vereisen nauwkeurige beeld uitlijning voor nauwkeurige parameterschatting en / of signalen die intrinsiek zijn bewegingsgevoelige. Zoals vermeld in het protocol, het nemen van maatregelen om de deelnemer te instrueren en het bevorderen van zijn / haar gemak is een belangrijke manier om zowel vrijwillige als onwillekeurige bewegingen te voorkomen. Een andere strategie is om beweging vulling en zacht te beperken, maar effectief, geplaatst riemen die hechten aan het patiëntbed. Beeldregistratie technieken beschikbaar voor post-processing; omdat spieren zijn gemakkelijk vervormbare organen, worden niet-rigide registratie technieken vaak nodig. Non-rigide registratie zullen altijd nodig zijn voor de verspreiding beeldvormende methoden op basis van echo-planaire beeldvorming.Ondanks het algemene nut van beeldregistratie technieken, zal een methode voor het voorkomen van beweging of het verminderen van artefacten superieur aan oplossingen die uitgebreide post-processing vereisen. Het definiëren van de beste beschikbare motion-reductie strategie op het onderwerp bevolking van belang moet een doel voor proef testen.

    Goede reproduceerbaarheid vereist consistentie van slice plaatsing. In het protocol stappen, beschrijven we verwijzen naar de slice positie om reproduceerbare anatomische oriëntatiepunten. Een effectieve strategie voor deze in de dij wordt coronale beelden van het gehele dij verkrijgen, waardoor visualisatie van het gehele dijbeen. De beeldanalyse tools op de MRI-systeem typisch een digitale heerser functie. Dit kan worden gebruikt om een ​​specifiek punt (bijvoorbeeld het middelpunt) van de kop van het dijbeen en de femorale condyli meten en plaats de middenpositie van het segment stack daar. Deze procedure wordt geïllustreerd in de video.

    homogene <em> B 0 en B 1 velden zijn onvermijdelijk problemen in MRI, maar strategieën bestaan voor het verminderen van de niveaus van inhomogeniteit. Een basisstrategie is om het lichaamsdeel wordt afgebeeld op of nabij het centrum van de magneet lokaliseren. Het protocol hier gepresenteerde omvat de B 0 shimming routines die, in de ervaring van de auteurs, zijn het meest effectief zijn voor deze experimentele omstandigheden. Omdat de deelnemer tijdens het protocol kan bewegen, is B 0 vulplaten herhaald als onderdeel van de meetfrequenties voor elke rij. Ook veel van de acquisities gebruiken parallel beeldvormingstechnieken signaalacquisitie versnellen en daardoor de Δ B 0 afhankelijke verschillen in fase evolutie dat beeldvervorming veroorzaken verminderen. Omdat de RF zendspoel toegepast in deze studies twee spoelelementen bevatten, kan B 1 vulplaten methoden worden gebruikt en zijn beschreven in het protocol. Daarnaast is het protocol bevat &# 916; B 0 en nutatie hoek veldtoewijzing sequenties voor real-time kwaliteitscontrole. De hierboven beschreven protocol bevat de toleranties in Δ B 0 en nutatie hoek die aanvaardbaar is voor de experimentele condities, RF puls vormen en gradiënt bederven schema's hier beschreven zijn. Deze werden bepaald in pilot-testen en opnieuw te benadrukken de waarde van een zorgvuldige protocol ontwikkeling.

    In de praktijk kan er een beperkt aantal strategieën in real-time te homogeniteiten de B 0 en B 1 velden 'beïnvloeden, met behoud van de methodologische consistentie die nodig zijn voor een goede experimentele opzet is. Gebruikers wordt daarom geadviseerd om te onderzoeken alle opties tot hun beschikking met een grondige pilot-testen, uiteindelijk aankomen op een effectieve en algemeen toepasbare strategieën voor het vak bevolking van belang. B 0 shimming opties omvatten iteratieve methoden die minimize een parameter, zoals het water piek line-breedte bij half-maximale piekhoogte en methoden die de optimale shim kanaal instellingen met een Δ B 0 kaart te berekenen. De eerstgenoemde werkwijzen zijn gebaseerd op een niet-gelokaliseerde verwerving of, zoals in het protocol beschreven, het verwerven van het signaal van een plaatselijke volume. De doelstellingen voor de pilot-testen van B 0 vulplaten opties omvatten de (beeld-gebaseerde iteratieve vs.) beste algemene strategie alsook de bijzonderheden van de beste manier om het gebied van belang te definiëren voor shimming. De lezer wenst factoren zoals de grootte en oriëntatie van het volume van belang worden geacht, de relatieve hoeveelheden van spieren en vet in de vulplaten volume omvatten, en hoe verder de plak stapel shim. Het is de moeite waard om te onderzoeken van de binnen-slice projectie van de shim volume in elk plakje af te beelden.

    Bij het veld B 1, het type RF spoelen voor het verzendenen de receptie en de soorten van RF pulsen gebruikt, zijn belangrijke determinanten van het veld homogeniteit. De in de tabellen beschreven protocollen zijn de RF-puls parameters die we optimaal voor onze experimentele omstandigheden hebben gevonden. Ten aanzien van coil selectie, de hier beschreven protocol combineert apart volume transmissie en alleen te ontvangen volume spoelen. De zendspoel is het kwadratuur-lichaamsspoel die in het systeem is ingebouwd, en creëert een betrekkelijk homogene B 1 veld over een grote anatomisch gebied. Afhankelijk van de anatomische gebied te bestuderen, kan er een verscheidenheid aan ontvangstspoel opties; in ons geval, piloot testen bleek dat de zes-element, phased array cardiale spoel om de best beschikbare oplossing. Andere opties zijn onder meer oppervlakte spoelen en gecombineerde transmissie / ontvangen volume spoelen. Surface spoelen zijn beperkt in de diepte van de penetratie van het veld B 1 en we over het algemeen niet het gebruik ervan aanbevelen voor grafische toepassingen. combination transmissie / ontvangen volume spoelen kan een betere signaal-ruisverhouding (SNR) prestaties en B 1 homogeniteit bieden dan een ingebouwde kwadratuur-body spoel, maar zijn niet beschikbaar voor alle anatomische gebieden. Een laatste opmerking is dat wanneer phased array spoelen zijn beschikbaar maken zij het gebruik van parallelle beeldvormende technieken die de snelheid van verwerving en ruimtelijke vervormingen in technieken zoals echo-planaire beeldvorming verminderen. Deze winsten zijn voorzien van een SNR straf, echter, en dus piloot testen moeten worden gericht op het vinden van de oplossing die het beste algehele beeldkwaliteit biedt.

    Maar omdat deze strategieën niet volledig compenseren voor homogene B 0 en B 1 velden, een ander gebruik van de Δ B 0 en nutatie hoek veldkaarten is in post-processing. Deze kaarten kunnen worden gebruikt voor de berekening van een aantal kwantitatieve parameters verbeteren of beeldvervorming corrigeren. Maar sommige Δ B 0 </ em> - en B 1 gerelateerde problemen kunnen niet geheel of zelfs gedeeltelijk corrigeerbaar in post-verwerking. Enkele voorbeelden zijn verminderde werkzaamheid van FS methoden, bruto beeldvervorming in technieken zoals echo-planaire beeldvorming, lage signaal, slechte heroriëntatie efficiëntie in T2 metingen of FSE methoden, en een slechte inversie-efficiëntie in T1 metingen. Nogmaals, rigoureuze piloot testen en real-time kwaliteitscontrole stappen zijn essentieel.

    Veel van de sequenties gebruiken vet signaalonderdrukking of water-selectieve excitatie als een mechanisme voor het vermijden spiersignaal verontreiniging met vet en / of voor het verminderen van de aanwezigheid van artefacten veroorzaakt door de verschillende resonantiefrequenties water en lipide protonen. Wanneer FS gebruikt wordt, is een combinatie van drie methoden. De alifatische signalen worden verminderd of weggenomen met behulp van een spectraal selectieve adiabatische inversie herstel (SPAIR) puls, die selectief keert deze signalen.Het signaal herstelt van een signaalwaarde van -M 0 naar + M 0, is er een tijdstip waarop de netto signaal gelijk aan nul. De beeldgegevens worden in dit signaal nulling punt overgenomen. Opgemerkt zij dat dit tijdstip is afhankelijk van parameters zoals de herhalingstijd en het aantal segmenten, en moet dus apart worden geoptimaliseerd voor elke sequentie in de pilot testproces. Ook moet de bandbreedte van de puls SPAIR slechts breed genoeg om vet signalen te elimineren, zodat de reductie van water signaalamplitude tot een minimum wordt beperkt. Het nemen van stappen om te maximaliseren B 0 uniformiteit zal nuttig zijn in dit verband. Veel van de sequenties ook een verzadigingspuls op het olefinische proton resonance 45; Deze puls wordt toegepast vóór de beeldvormingssequentie. Waar mogelijk wordt een gradiënt omkering techniek. In deze methode wordt het teken van de slice selectie gradiënt reversed tussen de slice selectie en de heroriëntering pulsen; dit causes signalen ver buiten de resonantie van water niet te worden bijgesteld. Een bijkomend voordeel van deze aanpak is dat in tegenstelling RF-gebaseerde methoden, gradiënt omkering niet mogelijk vet signalen te herstellen door longitudinale relaxatietijd tijdens de RF puls trein. Bijkomende strategieën, zoals Dixon-gebaseerde methoden 46, zijn ook beschikbaar.

    Een gemeenschappelijk probleem gegevensanalyse is of gebruikt betekent ROI signaal analyses (waarbij de signalen in een ROI worden gemiddeld en daarna aangesloten op een model) of pixels gebaseerde analyses (waarin de passingsprocedure plaatsvindt op een pixel voor pixel basis, en statistieken worden vervolgens berekend voor de gepaste parameters). Het voordeel van de eerste methode is dat signaalmiddeling verbetert de effectieve SNR. Als de intrinsieke SNR laag is, dan is deze strategie kan helpen de parameters vertekenende effecten van de ruis te vermijden. Het voordeel van deze benadering is dat ruimtelijke heterogeniteit is een gemeenschappelijk pathologisch kenmerk van neuromusculaire aandoeningen. Door montage thij waarden op een pixel-voor-pixel basis kan deze heterogeniteit worden gewaardeerd en gebruikt om extra aspecten van fenotype kenmerken. Als de SNR toelaat dit type analyse op geldige wijze uit te voeren, de auteurs bevelen deze aanpak. Recent werk van Willcocks en collega's illustreert de waarde van deze aanpak bij het toezicht op progressie van de ziekte 47.

    Data Acquisition and Analysis: Imaging Sequence-specifieke problemen
    Het protocol maakt gebruik van inversie herstel methoden voor een robuuste meting van de T 1. Een praktische beperking van de vele implementaties van de inversie herstel sequentie een lange totale scantijd. De sequentie die in dit protocol wordt een driedimensionaal, Fast, Low hoek opname (FLASH) uitlezing, een bescheiden hoeveelheid parallelle beeldvorming versnelling en een verminderde presequentie vertraging van de totale scantijd minder dan twee minuten afnemen. Zeven inversie tijden worden bemonsterd, verdeeld in een geschattely meetkundige reeks van 50 tot 6000 ms. Deze strategie bemonstert het inversie-recovery signaalverloop meestal op bij die delen van het signaal herstel wanneer de tijdsafgeleide van het signaal het grootst is. De reeks wordt herhaald met en zonder FS omdat ontstekingen en vet infiltratie hebben verstorende effecten op de algemene proton T 1: ontsteking verhoogt het water T 1, terwijl het vet heeft een lagere T 1 dan water. Het meten van zowel T1 en T1, FS helpt bij de interpretatie van de data omdat het toelaat te lossen tussen deze tegengestelde invloeden vet infiltratie en ontsteking op T 1. Parameterschatting wordt uitgevoerd door niet-lineaire, kleinste kwadraten regressie werkwijzen in een numerieke wiskunde softwarepakket.

    De T 2 metingen worden uitgevoerd onder FS en non-FS omstandigheden, alsmede eend voor een analoge reden: ontstekingen en vet elk kan de T 2 te verhogen. Naast ontsteking zou pathologische processen zoals Z-disc streaming en verliezen integriteit membraan ook worden verwacht dat het water beïnvloeden T 2 waarden. Hoewel het meten van zowel T2 en 2, kan FS geen onderscheid tussen al deze bronnen van pathologie, Dit sluit veroorloven verhoogd interpreteerbaarheid om de data te lossen tussen algemeen en spierweefsel-pathologie. Een alternatieve strategie voor het meten van een in water slechts T2 waarde bij 1 H resonantie spectroscopie gebruikt te scheiden van water uit lipiden op de chemische verschuiving as van het spectrum. Hoewel deze benadering significant lagere ruimtelijke resolutie dan beeldvorming en kunnen worden onderworpen aan oordeel van de gebruiker en subjectiviteit betrekking volume stage tijdens data-acquisitie, biedt een ondubbelzinnige manier om water te scheiden enlipide signalen.

    Het protocol voor T 2 meting hier gepresenteerde maakt gebruik van verschillende methoden om een aantal veel voorkomende oorzaken van fouten te beperken in T 2 maten, namelijk B 1 inhomogeniteit en gestimuleerd echo vorming van imperfecte heroriëntatie pulsen. Gestimuleerde echo's worden gevormd door een combinatie van drie onderling 180 ° pulsen. Aangezien een zekere mate van B 1 inhomogeniteit altijd bestaat en of meerdere echo treinen worden gebruikt om de T 2 afhankelijke storingsvrij signaal bemonsteren, gestimuleerde echo een potentieel belangrijke bron van fouten in T 2 metingen. De hier gebruikte strategieën te elimineren gestimuleerde echo formatie omvatten het gebruik van een enkel segment overname, een geoptimaliseerde opeenvolging van hellingen spoiler voor en na de heroriëntatie pulsen 48, lineaire echo spatiëring 49, en het gebruik van de B-1 -insensitive "Versie-S "compoplaats heroriëntatie puls 50, die aanzienlijk vermindert de artefacten veroorzaakt door onvolmaakte heroriëntatie en terwijl het toch een voldoende bandbreedte voor heroriëntatie zowel water als lipide-signalen. In pilot-testen, we hebben geconstateerd dat de geoptimaliseerde bederven regeling en de versie-S-pulse significante vermindering van het uiterlijk van gestimuleerde echo's. We merken dat beide objecten speciaal zijn geprogrammeerd in ons systeem. De versie-S puls verhoogt de specific absorption rate (SAR) van RF-energie; dus een lange TR en grotere inter-echo afstand nodig zijn binnen de veiligheidsgrenzen voor SAR te blijven. Echter, de auteurs 'ervaring is dat goed gecoacht, comfortabel patiënten voldoende stil tijdens de ~ 12 min kan blijven. totale scantijd. Ook de inter-echo afstand waarde van 14 ms is voldoende om multi-exponentiële ontspanning op te sporen, als het bestaat. Een alternatieve benadering, hier niet in dienst, is heroriënteren pulse efficiency en gestimuleerd echo's in de fitt op te nemenING 38,28, dat een B 1 kaart zal bieden en toestaan dat multi-slice acquisities 39. De lezer wordt ook verwezen naar verschillende recente artikelen beschrijven de toepassing en interpretatie van T2 metingen spierziekte, die een soortgelijke en een aantal verschillende aanbevelingen betreffende deze werkwijzen 40,51 verstrekken.

    Het protocol hier gepresenteerde maakt gebruik van de gepulste verzadiging methode voor QMT beeldvorming. Hoewel er vijf gepaste parameters die gegenereerd wordt alleen de PSR gerapporteerd. Dit is omdat de andere vier parameters ofwel beter geschat andere manieren (zoals de T2 van het vrije water pool) of het ontbreken pathologische gevoeligheid (zoals de koers tussen pools 52,53). In vergelijking met andere QMT methoden, kan 3D-dekking worden bereikt binnen een klinisch haalbaar tijd voor de puls verzadiging methode. Een ander voordeel van deze aanpak is de QMT comverenigbaarheid met de ruimtelijke-spectrale binomiale pulse werkwijzen voor water selectieve excitatie, die bleek> 95% vet signalen gehele beeld te onderdrukken. Zowel de water-selectieve excitatiepuls en de off-resonantie verzadiging pulsen zijn aangepast aan ons systeem. Vorige numerieke simulaties 54 hebben aangegeven dat een extra vet component om het signaal kan vertekening QMT parameterschattingen; aldus FS is altijd aanbevolen voor QMT beeldvorming in de skeletspieren. Zoals hierboven besproken, overmatig B 1 inhomogeniteit en bewegingsartefacten kan vertekening QMT parameterschattingen ook.

    De DT-MRI-protocol wordt uitgevoerd met aandacht voor ruimtelijke vervormingen in echo-planaire beeldvorming, SNR, en b -waarde. Hier worden ruimtelijke vervormingen gereduceerd door parallelle beeldvorming, en in post-processing gecorrigeerd met behulp van een affine registratie. Zoals in eerdere werken, -waarde van de SNR en b interactieve effecten op de estimatio hebbenn van D 55-57, met een lage SNR waarde resulteert in een bijzonder onjuiste schatting van λ 1 λ 3, v 1, en FA 55,57-59. In de spieren, de SNR eisen voor een nauwkeurige tensor schatting zijn het laagst in het bereik b = 435-725 s / mm 2 55-57,60. Hoewel andere auteurs 61,62 gunstige resultaten gerapporteerd gebruiken ruisonderdrukking benaderingen voor spier DT-MRI, grote ROI in dit protocol geanalyseerd voldoende signaalmiddeling om niet deze extra stappen nodig. De lezer wordt verwezen naar een aantal reviews van het onderwerp van de optimale implementatie van DT-MRI methodes 56,63.

    Tot slot, een aantal kanttekeningen en mogelijke bronnen van fouten die verband houden met kwantitatieve FWMRI worden genoteerd. Ten eerste, de FattyRiot fitting algoritme hier aangenomen wordt uitgegaan van een bepaalde vet spectrum met negen pieken op vaste locaties en relatieve amplitudes 64. De veronderstelde vet spectrum is een perfecte match met de werkelijke in vivo spectrum, die variëren patiënt tot patiënt; De oplossing van een willekeurige vet spectrum is niet praktisch met een klein aantal echo's. Ten tweede, het algoritme past voor een R 2 * verval factor gedeeld door zowel water en vet signalen. Het is bekend dat het volledig negeren R 2 * verwart kwantitatieve vet signaal fractie metingen en plaatsing voor een R 2 * verval voldoende 65. Echter, de exacte R2 * van het water en de individuele vet pieken varieert. Derde scheiding algoritmes FWMRI middels complexe beelden van kwetsbare erg B 0 inhomogeniteiten die misclassificatie vet en water signalen kunnen veroorzaken. Naast het gebruik van robuuste ruimtelijk beperkte algoritmes, maakt een kleinere afstand echo vastleggen groter B 0 veldsterkteschommelingen. Algoritmes magnitude beelden zijn robuuster in de Presence van B 0 veld inhomogeniteit, maar ze lijden SNR sancties. Algoritmes met behulp van complexe beelden kunnen ook worden vertroebeld door wervelstromen of een andere tijd variërende fase effect. Dergelijke verstorende fase effecten zijn meestal het ergst voor de eerste echo in een meervoudige echo uitlezing trein en kan worden verzacht door simpelweg een dergelijke echo's te negeren. Als alternatief kan een gemengde omvang en complex signaal model worden goedgekeurd 66. Gebruikers van FWMRI algoritmen die complexe beelden als input nemen moeten andere bronnen van potentiële verstoring van de complexe beelden, zoals correcties aangebracht in de afbeelding reconstructie pijpleiding op vele commerciële MRI-scanners te voorkomen. Dergelijke fase correcties moeten worden uitgeschakeld, of moet de gebruiker foto's rechtstreeks te reconstrueren van de originele ruwe data. Tot slot, elke schatting van vetfractie gebruik FWMRI is eigenlijk een schatting van het vet signaal fractie, en dus wordt beïnvloed door een factor die differentieel schaalt het vet of water signalen. De T 1 T 1 -weighting is een functie van T 1, TR en excitatie nutatie hoek. T 1 bias in vet signaal fractie schattingen is het slechtst voor voxels met een bijna gelijk mix van water en vet. TR uitgebreid of verkleinen nutatie hoek kan de bias minimaliseren. T 1 vooringenomenheid kan ook achteraf worden gecorrigeerd met behulp van uitgegaan T 1 waarden voor water en vet, als wij hier (1,4 s en 0,3 s voor water en vet, respectievelijk), of gemeten waarden.

    Protocol Formation / Sequence Selection
    Zoals hierboven besproken, de spier pathologische landschap is complex. FWMRI is uniek onder de metingen in dit protocol, dat deze een eenduidige interpretatie. Zoals opgemerkt, vele andere qMRI biomarkers hier gemeten een niet-specifieke pathologische basis die vaak includes oedeem maar kan ook vet infiltratie, fibrose, membraan schade en sarcomeer verstoring. Benadrukt wordt dat sommige gevoeligheden nog slechts verondersteld te bestaan. Er is een aanzienlijke hoeveelheid werk dat moet worden gedaan om aan te tonen, kwantitatief, het relatieve belang van deze en andere pathologische processen of staten aan elke qMRI biomarker. Met deze kennis, multi-parametrische benadering hier beschreven kunnen toestaan, door de combinatie van variabelen, specifiekere beschrijvingen van individuele pathologieën.

    Alternatief kan de lezer kiezen om dit protocol aan te passen door het selecteren van een subset van de hier gepresenteerde metingen. Bijvoorbeeld, de toegevoegde waarde van FS en non-FS metingen waarschijnlijk laag in omstandigheden gekenmerkt door vetvervangende spier. Dit kan leiden tot verminderde beeldvorming tijd voor de patiënt, aanvullende metingen kunnen worden uitgevoerd (zoals magnetische resonantie spectroscopie, MRI perfusie beeldvorming, etc. < / Em>), of extra lichaamsdelen af ​​te beelden. Zoveel aanwezig in een proximaal naar distaal mode spierziekten, de hier beschreven protocol is geïmplementeerd in de dijen, de ziekte in dit gebied een vroege merker van betrokkenheid ziekte verschaffen. Echter, het meten pathologie in zowel proximale en distale gebieden kunnen verbeterde maatregelen van ziekteprogressie mogelijk.

    conclusies
    Tot slot, dit qMRI protocol kan de kwantitatieve beoordeling van oedeem, vet infiltratie, en atrofie, die drie belangrijke pathologische componenten van neuromusculaire aandoeningen zijn. Door het opnemen van een brede verzameling van metingen (T1, T2, diffusie, QMT, FWMRI), de interpreteerbaarheid van de gegevens is zowel verbreed en verdiept. Als aandacht wordt besteed aan potentiële bronnen van fouten, kan deze benadering nauwkeurig en precies te karakteriseren een aantal belangrijke onderdelen van neuromusculaire aandoening.

    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