İskelet Kası Hastalığının kantitatif Manyetik Rezonans Görüntüleme

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

Nöromüsküler hastalıklar genellikle zamansal olarak değişen, uzaysal olarak, heterojen ve çok yönlü patolojisinin sergiler. Bu protokolün amacı, non-invaziv manyetik rezonans görüntüleme yöntemleri kullanılarak bu patolojinin karakterize etmektir.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations | Reprints and Permissions

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

Kantitatif manyetik rezonans görüntüleme (qMRI) fiziksel, kimyasal ölçmek için geliştirme ve MRI kullanımını tarif eder ve / veya canlı sistemler biyolojik özellikleri. QMRI bir ilgi konusu doku ve bir MRI darbe dizisi oluşan sistem için biyofiziksel modeli kabul gerektirir. darbe dizisi modelinde ilgi parametreye görüntüleri 'sinyal yoğunlukları duyarlı şekilde tasarlanmıştır. MR sinyal özellikleri (sinyal büyüklüğü, sıklık, ve / veya faz) modeline göre ölçülmüştür ve analiz edilir. hedef ölçüm sürekli dağıtılmış fiziksel birimlerine sahip olan bir fiziksel ya da biyolojik bir parametrenin tarafsız bir, niceliksel bir tahminini üretmek için. Genellikle sistemi açıklayan denklemleri analiz ve kimin piksel değerleri doğrudan değişkenin değerlerini yansıtan bir görüntü üreten, piksel-piksel bazında takılmıştır. Bu tür bir görüntü parametrik haritası olarak ifade edilir.

qMRI yaygın bir kullanımı development ve biyomarkerların uygulama. Biyomarkerler, bir hastalık mekanizmasını araştırmak tanısı koymak, prognozun belirlenmesi, ve / veya bir terapötik yanıtı değerlendirmek için de kullanılabilir. Bunlar, endojen veya eksojen moleküllerin, histolojik numune, fiziksel bir miktar ya da bir iç görüntü konsantrasyonuna faaliyetlerinin şeklini alabilir. biyomarkerların bazı genel şartları nesnel ölçü fiziksel birimleri kullanarak sürekli dağıtılmış değişken ölçmek yönündedir; ilgi patoloji ile net, iyi anlaşılan bir ilişki var; için iyileştirme ve klinik durumuna kötüleşmesine karşı duyarlıdır; ve uygun doğruluk ve hassasiyet ile ölçülebilir. Onlar hasta konforunu teşvik ve minimal ilgi patoloji rahatsız olarak non-invaziv veya minimal invaziv biyomarkerlar, özellikle tercih edilir.

kas hastalığı için görüntü tabanlı biyobelirteçlerini geliştirmek için bir hedef complementar yollarla kas hastalığı yansıtmakY, daha fazla spesifik daha fazla mesafeli olarak daha seçici ve / veya mevcut yaklaşımlara göre daha az invaziv. Bu konuda qMRI özel bir avantajı da bilgi birden fazla türde entegre ve böylece potansiyel hastalık sürecinin birçok açıdan karakterize potansiyeline sahip olmasıdır. Bu özellik, sıklıkla bir yağ ikamesi, fibroz, Myofilament kafes ( "Z disk akış") bozulması ve zar hasan ile enflamasyon, nekrozu ve / ya da atrofisini içeren uzamsal değişken karmaşık patoloji sergileyen kas hastalıklarında önemlidir . qMRI yöntemlerinin diğer bir avantajı, kontrast bazlı MR görüntüleri kalitatif ya da yarı-kantitatif açıklamalar yalnızca patoloji, aynı zamanda görüntü tedarik parametreleri, donanım farklılıkları ve insan algısını yansımasıdır. Bu son sayısında bir örneği Wokke et al., Yağ sızması yarı kantitatif değerlendirmeler w, son derece değişken ve sık sık yanlış olduğunu gösterdi tarafından gösterilmiştirkantitatif yağ / su MRI (FWMRI) ile karşılaştırıldığında tavuk 1.

Protokol Burada anlatılan (QMT) parametreleri, difüzyon tensör MRG (DT-MRI) kullanılarak su difüzyon katsayıları ve kas yapısı kullanılarak boyuna (T 1) ve enine (T 2) gevşeme zaman sabitleri, kantitatif manyetizasyon transfer ölçmek için nabız dizilerini içeren yapısal görüntüleri ve FWMRI. T 1, net mıknatıslanma vektörü ters ve sistem denge döner olarak büyüklüğü örneklenmiş olan bir ters geri sekansı kullanılarak ölçülür. T 2 arka arkaya böyle Carr-Purcell Meiboom-Gill (CPMG) yöntemi olarak refocusing bakliyat, bir tren kullanarak enine mıknatıslanma refocusing ve ortaya çıkan yan yankıları örnekleme ile ölçülür. T, 1 ve T 2 veri EXPone bir dizi kabul ya da olmayan bir doğrusal eğri uydurma yöntemler kullanılarak analiz edilebilirntial bileşenler, a priori (tipik olarak bir ila üç) veya sinyal genliklerinin spektrumu sonuçlanan çürüyen üstel bir sayıda toplamına gözlenen verilerin uygun bir doğrusal ters yaklaşımı kullanarak. Bu yaklaşım en az negatif olmayan kare (NNLS) çözümü 3 gerektirir ve genellikle istikrarlı sonuçlar üretmek için ek düzene sahiptir. T1 ve T2 ölçümleri geniş kas hastalıkları ve hasar 4-9 çalışma için kullanılmıştır. T 1 değerleri tipik olarak kas yağ infiltre bölgelerde azalmıştır ve iltihaplı bölgelere 4-6 yükselmiştir; T 2 değerleri hem yağ-sızmış ve iltihaplı bölgelerde 10 yükselmiştir.

QMT-MR ücretsiz su proton (havuz boyutu oranı, PSR) için makromoleküler oranı tahminine göre dokularda serbest su ve katı-benzeri makromoleküler proton havuzları karakterize; dinlenmek içselBu havuzların ation oranları; ve aralarındaki değişim oranları. Ortak QMT yaklaşımlar darbeli doygunluğu 11 ve seçici inversiyon kurtarma 12,13 yöntemleri içerir. protokol aşağıda su proton sinyalinin çizgi genişliği dar göre makromoleküler bir proton sinyalinin çizgi genişliğine geniş, istismar darbeli doygunluk yaklaşım, kullanımını tarif etmektedir. Su sinyalinden yeterince farklı rezonans frekanslarında makromoleküler sinyal doyurarak, su sinyali katı ve serbest su proton havuzları arasında mıknatıslanma transferi bir sonucu olarak azalır. Veri kantitatif biyofiziksel modeli kullanılarak analiz edilir. QMT geliştirilen ve sağlıklı kas 14,15 uygulanan ve son soyut kas hastalığı 16 uygulanmasını açıklayan ortaya çıkmıştır. Inflamasyon PSR 17 azaldığı gösterilmiştir, burada QMT kas iltihabı küçük hayvan modelleri incelemek için kullanılmıştır. Mademki MT olarakmakromoleküler ve su hem de içeriğini yansıtan, MT verileri de fibrozis 18,19 yansıtıyor olabilir.

DT-MRI sipariş uzunlamasına hücrelerle dokularda su moleküllerinin anizotropik difüzyon davranışı ölçmek için kullanılır. DT-MRI olarak, su dağılım, altı ya da daha fazla farklı yönlerde ölçülür; Bu sinyaller daha sonra bir tensör modeli 20 takılmıştır. Difüzyon tensör, D, (üç temel difüzyon olan) üç özdeğer ve (üç difüzyon katsayılarının karşılık gelen yön göstermek) üç özvektörler elde etmek için kösegenlestirilir. D türetilen bu ve diğer nicel endeksleri bir mikroskobik düzeyde doku yapısı ve yönlendirme hakkında bilgi verir. Kas difüzyon özellikleri, özellikle D üçüncü özdeğer ve difüzyon anizotropi derecesi nedeniyle deneysel yaralanma 2 kas iltihabı 17 ve kas hasarı yansıtır1, gerilme yaralanması 22 ve hastalık 23,24. Kas difüzyon özelliklerine Diğer potansiyel etkileri, hücre çapı 25 ve membran geçirgenliği değişiklikleri değişiklikleri içerir.

Son olarak, kas atrofisi, olmadan veya makroskopik yağ infiltrasyonu olmadan, birçok kas hastalıklarının patolojik bir bileşenidir. Kas atrofi yağlı infiltrasyon değerlendirmek için kas kesit alanı veya hacmi ve FW-MR ölçmek için yapısal görüntüleri kullanarak değerlendirilebilir. Yağ infiltrasyonu niteliksel T 1 tarif edilebilir - ve T 2 görüntüleri 26 -ağırlıklı, ama yağ ve su sinyalleri iyi yağ ve su proton 27-29 farklı rezonans frekanslarını istismar görüntüleri oluşturarak ölçülür. Kantitatif yağ / su görüntüleme yöntemleri gibi müsküler distrofi 1,30,31 olarak kas hastalıklarında uygulanmıştır ve bu hastalarda 31 ambulasyon kaybı tahmin edebilirsiniz.

32 yayınlanmıştır. protokol özellikle bizim sistemlerde programlanmış standart darbe dizileri yanı sıra radyofrekans (RF) ve manyetik alan degrade nesneleri içerir. Yazarlar protokolü (örneğin müsküler distrofi gibi) aynı zamanda kas atrofi, enflamasyon ve yağ infiltrasyonu ile karakterize diğer nöromüsküler hastalıklarda uygulanabilir olduğunu tahmin ediyoruz.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

NOT: okuyucu İnsan denekleri tüm araştırmalar Araştırmalarında İnsan Deneklerin Kullanımına İlişkin yerel Kurumsal Değerlendirme Kurulu (KİK) tarafından onaylanması gerektiğini hatırlattı. Araştırma katılımcılarının önerilen araştırmanın amacı, prosedürleri, riskleri ve yararları haberdar edilmelidir; Alternatif tedaviler veya prosedürlerin kullanılabilirliği; ücretlerinin kullanılabilirliği; ve gizlilik haklarını ve rızalarını geri çekme ve katılımlarını durdurma. MR test seansı öncesinde, bir IRB onaylı bilgilendirilmiş onam belgesi (ICD) ile potansiyel araştırma katılımcıyı mevcut içeriğini açıklamak ve o / o çalışmaya katılmayı isterse potansiyel araştırma katılımcıdan gereken bir araştırmacı. Eğer öyleyse, katılımcı imzalamak zorunda ve burada protokol adımlardan herhangi tamamlamadan ICD önce tarih olacak.

Test gününe kadar 1. Eylemler önce

  1. D Lanet olsun Could Yaşam Alışkanlıkları sınırlaata
    1. testten önce 48 saat boyunca orta veya ağır egzersiz yapmak değil katılımcı bilgilendirin. Test öncesinde 24 saat boyunca over-the-counter ilaç ve alkol alımı kaçınmaları katılımcı bilgilendirin. testten önce 6 saat boyunca tütün kullanımı ya da kafein tüketimi kaçınmaları katılımcı bilgilendirin.
    2. Testten önce, katılımcı bu talimatlarla uyumlu olmuştur teyit etmektedir.
  2. MR Sistemi hazırlayın
    1. Malzeme ve Ekipman Tablo listelendiği gibi tüm gerekli ekipman kullanılabilirliğini sağlamak.
    2. MRI protokolü tanımla; 5 - tavsiye edilen parametreler Tablo 1 'de görülmektedir.

Test 2. Gün: MRG Veri Toplama hazırlanın

  1. Davranış Emniyet Eleme
    1. MRI emniyet t alarak MR ortamında potansiyel tehlikeler için ekransağlık çalışanı gibi www.mrisafety.com bulunan bu kadar uygun bir MR güvenlik formu ile araştırma katılımcıyı sunmak yağmur yağdı.
    2. Herhangi bir implante manyetik veya manyetik olarak duyarlı nesneler var, onlar MRI taraması için güvenli olduğundan emin olun.
  2. MR Sistemi hazırlayın
    1. Tüm personel MR sistemini barındıran odaya girmeden önce tüm manyetik ve manyetik olarak duyarlı nesneleri kaldırıldı emin olun. Bu kontrol ediniz birisi MR odaya girdiğinde her zaman yapıyoruz.
    2. MR sisteminin hasta yatağında alma bobin yerleştirerek MR sistemini hazırlayın. Ayrıca, yatak yastık ile levha ve yastık ile bir yatak yerleştirin. dizlerinin altına yerleştirmek için uyluk çevresinde yer mevcut askıları ve minderleri veya yastıklar var.
    3. , Yazılım arayüzü başlatın hasta verilerini girin ve görüntüleme protokolü açın.
  3. <MRG Tarayıcı Tablo Araştırma Katılımcı yerleştirinol>
  4. o / o manyetik olarak duyarlı nesneler için onun / onu kişiyi ve giyim kontrol olarak araştırma katılımcısını gözlemleyin. kilitlenebilir bir kapta MRG oda dışında bu nesneleri sabitleyin. hemen bu adımı tamamladıktan sonra araştırma katılımcı ile MRG odasına girin.
  5. sırtüstü, ayak-birinci konumda hasta yatağında katılımcıyı yerleştirin. vücut parçası yerleştirin pratik olarak tablonun orta hatta yakın olarak yansıması. dizlerinin altında yer yastıklar veya yastık düşük gerilimin azalmasını geri sağlamak ve başının altına yastık koyun. yavaşça hareket sınırlamak ancak etkili uyluk, bacak ve ayak güvenliğini sağlamak ve katılımcı rahat olduğundan emin olmak için.
  6. katılımcının uyluk etrafında RF alıcı bobin yerleştirin ve MR sisteme bağlamak.
  • Katılımcı ve Komple Final Öncesi test Adımlar talimat
    1. araştırmacılar ile iletişim konusunda talimat vermek. p sağlamakkoruma ve gerekirse dikkat çağırmak için kullanılabilecek bir sinyal cihazı işitme articipant. sırasında ve tüm görüntüleme dizileri arasında hareketsiz kalmak için ihtiyaç katılımcı bilgilendirin.
    2. yansıması için vücut parçası MRI tarayıcısı merkezine hizalanmış şekilde MRI tarayıcısı içine hasta yatağı ilerlemek.
    3. MRG odasına çıktıktan sonra, hasta iletişim sistemi çalışma ve katılımcı rahat olduğunu görüyoruz emin olun. protokol boyunca, talimatları ile onun / onu konfor ve uyum sağlamak için katılımcı ile düzenli olarak iletişim kurar.
  • Test 3. Gün: MRI Veri Edinme

    1. hazırlık adımları
      1. MR sistemi, her görüntüleme dizisi (merkez frekansı, alıcı kazanç kalibrasyonu, vb) öncesinde enstrümantal ayarları ve kalibrasyonları, bu süreçleri denetlemek ve her adımda correctl yapılıyorsa emin belirlediğiY.
      2. Uygun bir yazılım arayüzü kullanarak, yerelleştirici görüntüleri bir dizi (aynı zamanda pilot veya izci görüntüler olarak da bilinir) kazanmak; Tablo 2'de sunulan önerilen parametreler kullanılarak.
      3. ve / veya tekrarlanabilir anatomik noktalara dilim pozisyon göreceli başvurarak hasar alanları belirleyerek, qMRI veri satın almalar için merkezi dilim nereye yerleştirileceğini belirler.
    2. Bobin Kalibrasyon Adımlar iletmek ve alın
      1. Bu adımların yanı sıra tüm sonraki görüntüleme adımları için, statik manyetik alan (B 0), "shimming" olarak bilinen bir süreç homojenliği optimize etmek için anatomi bölgeyi tanımlamak. Ilgi layneri hacmi tipik yerleşim için Şekil 1A (Bkz VOI), mevcut çalışmalarda kullanılan.
      2. MRI tarayıcı bir çok eleman iletim bobini varsa, bir RF kalibrasyon veri kümesi kazanır.
      3. MRI tarayıcı çok eleman alıyorsunuz bobin varsa, kazanmakbobinlerin bir mekansal duyarlılık haritası.
    3. Yapısal MRG Veri Edinme
      1. Yüksek çözünürlüklü, çoklu dilim Edinme T 1 hızlı bir spin-eko (FSE) sırasını kullanarak görüntüleri -ağırlıklı; Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 1 'de verilmiştir.
      2. Yüksek çözünürlüklü, çoklu-dilim, T 2, bir FSE dizisi kullanarak görüntüleri -ağırlıklı Edinme; Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 2'de verilmektedir.
    4. Gerçek zamanlı Kalite Kontrol ve Yapımı post-processing Düzeltmeler için Veri Edinme
      1. B 0 alan haritaların hesaplanması için üç boyutlu (3D) çoklu gradient-eko veri elde. Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri, Tablo 3'te verilmiştir.
      2. daha büyük ± 60 Hz bir sapma (yaklaşık 0.5 olmasını sağlamak için alan haritaları incelemekgörüntü boyunca 3 Tesla milyon başına parçalar). Varsa, shimming için alternatif bir yaklaşım benimsemek (farklı bir yöntem, VOI farklı yerleşim, vb.).
      3. nütasyon açı haritalarının hesaplanması için 3D veri elde. Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 2'de verilmektedir.
      4. Nominal nütasyon açısı aşırı sapma hiçbir alanları vardır emin olmak için saha haritaları inceleyin. Bu protokolde kullanılan RF bakliyat için anma nütasyon açısı ± 30% daha fazla sapmalar aşırı kabul edilir.
    5. QMRI Veri Edinme
      1. Bir inversiyon kurtarma sırasını kullanarak, T 1 hesaplanması için 3D görüntüler elde edin. Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 3'te sunulmaktadır.
      2. Bu parametre abbrevia olduğu; (FS yağ sinyal bastırma mevcudiyetinde t 1 ölçüm tekrarted T 1, FS).
      3. Çoklu spin-eko sekansı kullanarak, T 2 hesaplanması için tek dilim görüntüler elde. Tablo 3'te sunulan görüntüleme parametrelerini kullanın.
      4. Fs (t 2, FS) varlığında, T2 ölçümü tekrarlanır.
      5. FS ile darbeli doygunluk dizisi ve Tablo 4'te verilen görüntüleme parametreleri kullanılarak, QMT parametrelerinin hesaplanması için 3D görüntüler elde edin.
      6. difüzyon ağırlıklı görüntülerde bir dizi kullanarak, difüzyon tensör parametrelerinin hesaplanması için çok kesitli veri elde. Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 4'te verilmektedir.
      7. Altı gradient-eko görüntüleri bir dizi kullanarak, yağ / su görüntülerin hesaplanması için 3D veri elde. Bu çalışmalarda kullanılan görüntüleme parametreleri Tablo 5 'de verilmektedir.
    6. QMRI Protokolü Tamamladıktan Sonra
      1. emin olunTüm görüntüler potansiyel düzeltilebilir eserler için onları inceleyerek ve yeterli sinyal-gürültü oranı ölçerek uygun kalitede.
      2. Her qMRI veri kümesi için, resim serisi ilgi (ROI) çeşitli bölgeleri tanımlamak ve adım 3.5.1 ve 3.5.2 edinilen T 1 bağımlı veri (örneğin ilgili parametrenin bir fonksiyonu olarak bir sinyal incelemek, TI bir fonksiyonu olarak sinyal arsa ve veri adım 4.1.2 aşağıda listelenen inversiyon recovery fonksiyonu) izleyin emin olun.
      3. manyetik olarak duyarlı nesneler için kişisel bir tarama tamamladıktan sonra, MR odaya girin. , Mıknatıstan katılımcıyı çıkarmak için tüm askıları ve dolgu kaldırmak ve MR tarayıcı ve MR odası çıkışta katılımcıyı yardımcı olur.
      4. işlenmek üzere yerel iş istasyonunda yerel sağlık gizlilik yasalarına, uyumlu yöntemleri kullanarak, veri aktarımı; veri Tıp (DICOM) dosyaları veya satıcı Dijital Görüntüleme Communications olarak ihraç edilebilir'Nin mülkiyet biçimi (Bu protokolde kullanılan yöntem).

    4. qMRI Verileri Analiz

    1. Parametrik Maps hesaplayın
      1. bilimsel hesaplama ve görüntü analizi için tasarlanmış bir bilgisayar programı kullanın. görüntüdeki sinyal yoğunluklarının bir histogram inceleyerek, gürültü alanlarından sinyal alanları delineates bir sinyal eşik tabanlı görüntü maskesi oluşturur. görüntülerin sinyal kısımlarında her piksel için aşağıdaki adımları tamamlayın.
      2. Her inversiyon süresi (TI) için sinyal yoğunluğu S ölçerek T 1 verileri analiz edin. Ardından, azaltılmış ön gecikme modeli ile inversiyon-kurtarma S değerleri uygun:

        Equation1

        M 0 denge durumuna da mıknatıslanma temsil eden bir sinyal yoğunluğu olduğu, S f, inversiyon oranıve TD öncesi gecikme zamanı. Ardından, FS, T 1, FS ile sürekli boyuna relaksasyon zamanı belirlenmesini sağlayan aynı model FS ile veri sığdırmak.
      3. Her TE de S ölçerek t 2 verileri analiz edin. Sonra, bir mono-üstel bozulma modeli veri sığdırmak:

        Equation2

        burada N başlangıçta ofset sinyaldir. Okuyucu da, aşağıda bu gibi bir çok-üstel modeli verileri, uygun karar verebilir:

        Equation3

        J üstel bileşenleri ve, K ve T, 2J sayısı olduğu bir bileşen TH J bağlantılı sinyal fraksiyonu ve T2 değerleridir. Ya da, okuyucu negatif olmayan bir en küçük kareler (NNLS) yöntemini 3 kullanabilir. latter durumda, Multi-üstel Gevşeme Analizi (MERA) araç 33 serbestçe kullanılabilir; diğer programlar da mevcuttur. ve FS olmadan veri bu analizleri tekrarlayın.
      4. QMT verileri analiz etmek, offset her ışınlama gücü ve frekans için S ölçün. Nütasyon açısı haritaları kullanarak (aşağıdaki denklemde Ê 1 ile temsil edilir), nominal ışınlama güçleri düzeltin. Uygulanan offset frekansları ayarlamak için B 0 haritalar kullanılarak frekans uzaklıklar (aşağıdaki denklemde Δ f) düzeltin. Ardından, aşağıdaki modele 34,35 veri sığdırmak

        Equation4

        serbest su havuzu uzunlamasına gevşeme oranı serbest su havuzuna makromoleküler havuzundan kur nerede, (1 s -1 olduğu varsayılır) makromoleküler havuz boyuna gevşeme oranı, PSR olduğunu olduğunu T 1CWPE doygunluk darbesinin ortalama gücüdür. Henkelman ve arkadaşları 34,35 çalışmalarının tarif edildiği gibi makromoleküler havuz uzunlamasına manyetizasyon doyma oranı, bir süper-Lorentz modeli ile açıklanmaktadır.
      5. DTI verileri analiz etmek için, ilk olarak uygun olmayan difüzyon ağırlıklı görüntüye her difüzyon ağırlıklı görüntü kaydetmek için bir afin dönüşüm algoritması 36 kullanın. Sonra, her bir piksel için, olmayan difüzyon ağırlıklı görüntüde ve her difüzyon ağırlıklı yönde S değerlerini ölçün. difüzyon kodlama yönde oluşan bir matris oluşturur. Çok değişkenli, ağırlıklı en küçük kareler regresyon kullanılarak difüzyon kodlama matrisi ve form D sinyal verilerini geriler. Köşegenleştirme D özdeğerler ve özvektörler bir büyüklük-sıralama yapmak ve. Sonra da ortalama yayılma (MD) hesaplamak:

        "Equation5"
        nerede λ 1, λ 2, ve λ 3 difüzyon tensör özdeğerleridir. Ayrıca olarak fraksiyonel anizotropi (FA) hesaplamak:

        Equation6
      6. (Https://github.com/welcheb/FattyRiot ücretsiz indirmek için bu tür FattyRiot algoritması olarak) kimyasal kayma dayalı su ve yağ sinyallerini ayıran bir nicel bir yaklaşım kullanarak FWMRI verileri analiz edin.
    2. Analiz için İlgi Bölgeleri tanımlayın
      1. (Ilgi her kasın sınırlarını tanımlayarak) anatomik görüntülerde İB'leri belirtin. Bir örnek, Şekil 1 'de gösterilmiştir.
      2. qMRI görüntülerin matris boyutuna uyacak şekilde yeniden boyutlandırmak İB'leri. Gerekirse, katılımcı hareket ederse (örneğin qMRI harita maç ROI hizasını ayarlamaksatın almalar arasında, ROI konumunun bir çeviri), kas sınırları örtüşen önlemek için gerekli olabilir.
      3. Her ROI inceleyin. Gerekirse, hiçbir piksel kısmi hacim eserler olmayan kasılma doku ve akış eserler içeren dahil olmasını sağlamak; örnekler için bakınız Şekil 1 ediniz.
      4. Seçilen ROI içindeki tüm piksel qMRI değerlerinin ortalama ve standart sapma hesaplayın.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    Şekil 1 polimiyozit bir hastanın orta uyluk edinilen temsilcisi eksenel anatomik görüntüleri gösterir. Ayrıca şim hacminin de-düzlem projeksiyon konumudur gösterilmiştir. 7 - Her qMRI yöntemi için temsili parametre haritaları, bu aynı hastadan alınan tüm Şekil 2 sağlanmaktadır.

    Şekiller 2A ve 2B, sırasıyla Δ B 0 ve nutation açısı alanı haritaları göstermektedir. B 0 Alan haritası Şekil 1A gösterildiği gibi, en yüksek alan homojenliği alan ve terazi ayarı için VOI yerleştirilmesi arasında güçlü bir mekansal tesadüf göstermektedir. Kas içinde, Δ B 0 değerleri 9.3 Hz ortalama ve 11.2Hz bir standart sapma ile birlikte, -40 ° C ila 52 Hz arasında değişmektedir. nütasyon açısı haritasında, değerler fro değişiyorduNominal nütasyon açısının 122.3% m 84.7. Şekil 1'de yapısal görüntüleri ile nütasyon açısı haritası karşılaştırarak, ideal nütasyon açısı sapmalar arka kasları daha şiddetli ve tabii ki bir vokseldeki yağ varlığına ilişkili olmadığı görülebilir.

    Örnek T 1 relaksometri veriler Şekil 3'de sunulmaktadır. görüntüler görüntünün cilt altı yağ ve gürültü bölgelerini dışlamak için maskeli edilmiştir. Şekil 3A örnek t 1 verileri gösterir ve Şekil 3B örnek t 1, FS verileri gösterir. Bu yağ T1 kas önemli ölçüde daha düşük olduğu, Şekil 3A'da belirgindir; Bu nedenle FS kullanmadan ölçülen kas T 1 değerleri T 1, FS değerlerinden daha düşüktür. Ayrıca, FS sonuç olarak kullanılması daYağ yerine ya da deri altı yağ bölgelerinden sinyalin önemli bir kayıp. Sonuç olarak, F Aşağıdaki bakiye su sinyallerini temsil donatılmış parametrelerin yoksun ya olan bu görüntü bölgelerde piksel vardır veya buna parametreler zayıf tahmin edilmektedir.

    Şekil 4A T 2, FS değerleri maskeli parametrik haritasını göstermektedir ve Şekil 4B T 2 değerlerini gösterir. Şekil 4C, tek bir piksel ve monoexponential model veri en uygun örnek bir T2 -bağlı sinyal düşüş görülür. monoexponential gevşeme davranışı bir sapma olduğunu kaydetti. Şekil 4D olasılıkla hem yağ ve su bileşenleri içeren tek bir geniş tepe, bu aynı sinyal verileri NNLS analiz sonuçlarını gösterir.

    Şekil 5, 6, 7, bu örnekler. QMT verileri, yalnızca PSR gösterilir. Bu FS-veri sinyal eşiği uygulama eğri, öncelikle kas ihtiva eden voksel parametre haritadan bırakması ile sonuçlanan kısıtlar. PSR kas değerleri Heterojenite da kaydetti. Yöntem aynı zamanda su T 2 ve makromoleküler ve serbest su proton havuzları arasında kur tahmin rağmen T 2 daha özel görüntüleme sekansları kullanılarak tahmin edilmektedir, çünkü bu verilmemiştir ve kur çünkü hem unreliably tahmin ve patoloji duyarsız .

    Şekil 6A MD parametrik haritası sunar, ve Şekil 6B FA değerleri bir harita sunar. MD değerleri kan damarlarında yükselir. Ayrıca, FA değerleri bölgeler Redu karşılık düşmektedirCED PSR. Diğer miktarlarda olduğu gibi, MD ve FA hem yanlış FS sinyali serpinti neden kas, yağ-değiştirilen kısımlar olduğu tahmin edilmektedir. Ayrıca, FA şim hacminin dışında yükselir. Son olarak, FWMRI verilerden hesaplanan yağ fraksiyonu haritası, Şekil 7'de gösterilmektedir. Bu veriler Şekil 1'de belirtildiği kalitatif gözlenen yağ sızma desenleri ölçmek. İlgili su fraksiyon haritası (1 - Yağ) basitçe eşittir ve gösterilmez.

    Şekil 1
    Şekil 1: Polimiyositli Bir Hastada örnek Anatomik Görüntüler. Şekil 2-7'de gösterilen verilerin tümü bu katılımcının bu dilim pozisyonunda elde edildi. A. T camgöbeği renginde, yarı saydam dikdörtgen olarak üst üste dolgu hacmi düzlem projeksiyon ile 1 -ağırlıklı görüntü. T2 -ağırlıklı görüntüsü. yeşil görüntüye Kaplanmış vastus medialis kası için örnek ROI olduğunu. yarı saydam ROI sayesinde, yağ değiştirme karşılık gelen yüksek sinyal, alanları, belirtilmiştir. Sarı ok bir kas tendon gösterir ve kırmızı ok uyluk nörovasküler demetin bölgesini gösterir. görüntüler arter ile faz-kodlama boyut boyunca ve hat meydana gelebilecek akış eserler için kontrol edilmelidir. Böyle yağ ve tendon gibi bağ dokuları ROI dışlanma için öneri vardır; Akış eserler varsa da, bunlar dışlanmalıdır. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    şekil 2
    Şekil 2: Δ B 0ve nütasyon Açı Harita, Hz merkez frekansından B 0 bu alanda sapma gösteren renk skalası ile Şekil 1. A. Δ B 0 haritada tasvir Aynı Hastada gelen. Nominal nütasyon açısı yüzdesini gösteren renk skalası ile B. nütasyon açısı haritası. Görüntüler görüntü gürültü bölgelerinden değerleri dışlamak için maskeli edilmiştir. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    Şekil 3,
    Şekil 3: Örnek T 1 Veri Şekil T 1 değerleri 1. A. Harita tasvir Aynı Hastada gelen azaltılmış ön gecikme modeli ile inversiyon kurtarma veri uydurma tahmin. renk skalasıs t 1 değerini göstermektedir. T 1 B. Haritası, FS değerleri, aynı model FS verilere uyan tahmin. Renk skalası s T 1 değerini gösterir. görüntüleri deri altı yağ, kontralateral bacak ve görüntünün gürültü bölgelerinden değerleri dışlamak için maskeli edilmiştir. Yağ sinyali bastırma kullanıldığında T 1 değerlerinde artış olduğunu unutmayın. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    Şekil 4,
    Şekil 4: Örnek T 2 Veri Şekil T 2 değerleri 1. A. Harita tasvir Aynı Hastada gelen gürültü terimi modeli ile monoexponential çürümeye verilere uyan tahmin. renk skalasıms T 2 değerini gösterir. T 2 B. Haritası, FS değerleri, aynı model verileri uydurma tahmin. A ve B, görüntüler deri altı yağ, kontralateral bacak ve görüntünün gürültü bölgelerinden değerleri dışlamak için maskeli edilmiştir. C. Örnek T 2 sinyal monoexponential modele panel C piksel ve en iyi uyum hattından çürümesi (ama olmayan bir monoexponential T 2 belirten modeli, gelen sinyalin sapma dikkat edin). Kısaltma önce belirtildiği değil: AU, keyfi birimleri. C tasvir aynı ham sinyal çürüme verilerinin D. Olmayan negatif en küçük kareler analizi. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.


    Şekil 5: Örnek QMT Veri Şekil 1'de renk skalası Dile Aynı Hastada gelen PSR, serbest su proton makromoleküler oranını yansıtan bir boyutsuz büyüklük gösterir. yağ yerini almış kas bu bölgelerden gelen önemli sinyal okuldan ayrılan FS yöntemleri sonuçlarının kullanılması. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    Şekil 6,
    Şekil 6: Şekil 1'de tasvir Aynı Hastada gelen, Difüzyon Verilerini tadın. Panel A, 10 -3 mm2 / s birimleri ile yayılma gösteren renk skalası ile, ortalama yayılma gösterir. Panel B, yüklenebileceğini fraksiyonel anizotropi göstermektedirh tamamen izotropik difüzyon difüzyon sistemi sapma gösteren boyutsuz bir büyüklüktür. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    Şekil 7,
    Şekil 7: renk skalası yağ fraksiyonu gösteren Şekil 1'de tasvir Aynı Hastada gelen FWMRI verilerini Örnek; İlgili su kesir haritası basitçe (1 - Yağ) ve gösterilmemiştir. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

    Parametre localizers T 1 -ağırlıklı T2 -ağırlıklı
    Genel Sıra tipi 2B, çok kesitli, gradient-eko 2B, çok kesitli, hızlı spin eko 2B, çok kesitli, hızlı spin eko
    Hazırlık aşamaları Verici kazancı, alıcı kazanç, merkez frekansı, otomatik şim Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim
    bobin alın Kardiyak Kardiyak Kardiyak
    uyarımları sayısı 1 1 1
    Toplam tarama süresi (dk: sn) 01:23 01:40 00:54
    Geometri Anatomik düzlem (ler) Eksenel, koronal ve sagital eksen eksen
    dilim sayısı / düzlem 20 11 11
    Dilim kalınlığı (mm) 10 7 7
    Dilim boşluk (mm) 0 0 0
    Dilim edinme sırası Aralıklı Aralıklı Aralıklı
    kazanılmış matris 150 x 150 340 x 335 256 x 256
    Yeniden inşa matris 512 x 512 512 x 512 512 x 512
    Görüş alanı (mm) 450 x 450 256 x 256 256 x 256
    Yeniden inşa voksel boyutu (mm) 0.88 x 0.88 x 10.00 0.50 x 0.50 x 7.00 0.50 x 0.50 x 7.00
    Kontrast Tekrarlama süresi (ms) 9 530 3000
    etkili echo süresi (ms) 7 6.2 100
    Eko aralığı (MS) N / A 6.2 11.8
    Uyarma çevirme açısı (°) 20 90 90
    Refocusing çevirme açısı (°) N / A 110 120
    RF layneri Statik Adaptif Adaptif
    sinyal edinimi okuma türü Kartezyen Kartezyen Kartezyen
    paralel görüntüleme Yok hayır SENSE (g = 1.4) SENSE (g = 2.0)
    Bant genişliği / pixel (Hz / piksel) 1237,8 377.1 286.6

    Tablo 1: Localizer Görüntüleme ve şekilli için kullanılan parametrelerctural Görüntüleme. Bütün dizileri, RF alanları iletilmesi için kuadratür gövdesi bobin kullanın. Ve T - 2 - ağırlık gibi TR, TE, eko aralık ve yankıları sayısı gibi parametreler hala T 1 korurken hafif deneysel ihtiyaçlarına göre ayarlanabilir. Kısaltma önce belirtildiği değil: g, paralel görüntüleme ivme faktörü. Onlar patoloji lokalize ve qMRI dizileri için yerleri tanımlamak için kullanılan edilebilir görünüm görüntülerin büyük alan, tavsiye edilir. sagital ve koronal satın almalar bu konuda özellikle faydalıdır.

    Parametre görüntü Sırası
    B 0 -Harita Açı Haritalama çevirin
    Genel Sıra tipi 3B, birden fazla RF-şımarık gradyan-hatırlanan eko 3D, hızlı gradient-eko, çift TR
    Hazırlık aşamaları Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim
    bobin alın Dördün vücut Kardiyak
    uyarımları sayısı 1 1
    Toplam tarama süresi (dk: sn) 01:26 04:33
    Geometri Anatomik düzlem (ler) eksen eksen
    dilim sayısı 11 55
    Dilim kalınlığı (mm) 7 7
    Dilim boşluk (mm) 0 0
    kazanılmış matris 64 x 64 x 6 64 x 64 x 27
    Yeniden inşa matris 128 x 128 x 11 128 x 128 x 55
    Görüş alanı (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256 x 385
    Yeniden inşa voksel boyutu (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Kontrast Tekrarlama süresi (ms) 150 30.0, 130.0
    Eko süresi (ms) {4,6, 6.9} 2.2
    Uyarma çevirme açısı (°) 25 60
    RF layneri Adaptif Adaptif
    sinyal edinimi okuma türü Kartezyen Kartezyen
    Bant genişliği / pixel (Hz / piksel) 302.5 499,4

    Tablo 2: Parametreler used Δ B 0 ve nütasyon Açı Haritalama için. Her iki dizi, RF alanı iletilmesi için kuadratür vücut bobin kullanmak; hiçbir sekans paralel görüntüleme kullanır.

    Parametre görüntü Sırası
    T 1 -Harita T2 -Harita
    Genel Sıra tipi 3D, degrade-şımarık, gradyan-hatırlattı eko okuma ile Tersi-kurtarma 2B, tek bir dilim, çoklu-spin-eko
    Hazırlık aşamaları Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim
    uyarımları sayısı 1 2 Toplam tarama süresi (dk: sn) 01:44 00:04
    Geometri Anatomik düzlem (ler) eksen eksen
    dilim sayısı 11 1
    Dilim kalınlığı (mm) 7 7
    Dilim boşluk (mm) 0 0
    kazanılmış matris 128 x 128 x 6 128 x 128
    Yeniden inşa matris 128 x 128 x 11 128 x 128
    Görüş alanı (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Yeniden inşa voksel boyutu (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Kontrast Tekrarlama süresi (ms) çeşitli 4000
    inversiyon darbe 180 ¸, 1 ms, şekil: block N / A
    Inversiyon kurtarma süreleri (ms) 50, 100, 200, 500, 1000, 2000, 6000 N / A
    Ön gecikme süresi (ms) 1500 N / A
    Yağ sinyal bastırma (kullanıldığında) 1331 binom su seçici uyarma SPAIR (güç: 2 μT, inversiyon gecikme 202 ms, frekans 250 Hz ofset);
    Sinc-Gauss öncesi nabız (90 °, süresi: 18 ms, frekans kayması: 100 Hz)
    Uyarma çevirme açısı (°) 10 90
    refocusing darbe N / A Sürüm-S
    Eko süresi (ms) N / A {14, 28, 42 ... 280}
    yankıları sayısı / eko aralığı (ms) N / A N / A
    RF layneri Adaptif adaptif
    sinyal edinimi okuma türü Kartezyen Kartezyen
    paralel görüntüleme SENSE (g = 1.5) SENSE (g = 1.5)
    Bant genişliği / pixel (Hz / piksel) 383 335.1

    Tablo 3: T 1 ve T 2 Haritalama için kullanılan parametreler. T 1 ve T 2 veri ve FS olmadan elde edilir. Her iki diziler RF alanları ve sinyal alımı için altı eleman kalp bobin iletilmesi için dördün vücut sarmalı kullanın. Değişken inversiyon tim ile sabit bir ön gecikme süresini kullanır, çünkü tekrarlama zamanı T 1 -Harita dizisi için değişire.

    Parametre görüntü Sırası
    QMT DTI
    Genel Sıra tipi 3D, degrade-hatırlanan eko MT-ağırlıklı 2B, çok dilim, single-shot spin-eko EPI
    Hazırlık aşamaları Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim
    uyarımları sayısı 2 6
    Toplam tarama süresi (dk: sn) 10:41 06:28
    Geometri Anatomik düzlem (ler) eksen eksen
    dilim sayısı 11 11
    Dilim kalınlığı (mm) 7 7
    Dilim boşluk (mm) 0 0
    kazanılmış matris 128 x 128 x 6 64 x 64
    Yeniden inşa matris 128 x 128 x1 128 x 128
    Görüş alanı (mm) 256 x 256 x 77 256 x 256
    Yeniden inşa voksel boyutu (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00 2.00 x 2.00 x 7.00
    Kontrast Tekrarlama süresi (ms) 50 4.000
    MT darbe Nominal çevirme açıları: 360 °, 820 °;
    Darbe genişliği: 20ms;
    Frekans kaymalarına: 1, 2, 5, 10, 20, 50, 100 kHz
    N / A
    Difüzyon ağırlıklı (b) (s • mm -2) N / A b = 450;
    + Bir b 15 yol= 0 image
    Yağ sinyal bastırma (kullanıldığında) 1331 binom su seçici uyarma Gradient ters;
    Sinc-Gauss öncesi nabız (90 °, süresi: 18 ms, frekans kayması: 100 Hz)
    Eko süresi (ms) 3.9 48
    yankıları sayısı / eko aralığı (ms) N / A N / A
    Uyarma çevirme açısı (°) 6 90
    RF layneri Adaptif Adaptif
    sinyal edinimi okuma türü Kartezyen Kartezyen
    paralel görüntüleme SENSE (g = 1.5) SENSE (g = 1.5)
    Bant genişliği / pixel (Hz / piksel) 383 42.1

    T4 mümkün: QMT ve DTI için kullanılan parametreler. Her iki diziler RF alanı ve sinyal alımı için altı eleman kalp bobin iletilmesi için dördün vücut bobini kullanın. Kısaltma önce belirtildiği değil: EPI, eko-planar görüntüleme.

    Sinyal edinimi
    Parametre görüntü Sırası
    FW-MR
    Genel Sıra tipi 3D degrade-hatırlattı eko
    Hazırlık aşamaları Alıcı kazancı, merkez frekansı, VOI shim
    RF iletim bobini Quandrature vücut
    bobin alın Kardiyak
    uyarımları sayısı 1
    Toplam tarama süresi (dk: sn) 00:18
    Anatomik düzlem (ler) eksen
    dilim sayısı 11
    Dilim kalınlığı (mm) 7.0 mm
    Dilim boşluk (mm) 0 mm
    kazanılmış matris 128 x 128 x 4
    Yeniden inşa matris 128 x 128 x 7
    Görüş alanı (mm) 256 x 256 x 77
    Yeniden inşa voksel boyutu (mm) 2.00 x 2.00 x 7.00
    Kontrast Tekrarlama süresi (ms) 75
    Uyarma çevirme açısı (°) 22
    Yankı kez (ms) {1.34, 2.87, 4.40, 5.93 ... 8.99}
    Uyarma çevirme açısı (°) 6
    RF layneri Adaptif
    okuma türü Kartezyen
    paralel görüntüleme SENSE (g = 1.3)
    Bant genişliği / pixel (Hz / piksel) 1395,1

    Tablo 5: FW-MRI için kullanılan parametreler.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Böyle müsküler distrofi ve idiyopatik inflamatuar miyopatilerde olarak kas hastalıkları görülme sıklıklarının nadir bireysel varlıklar olarak, etiyolojisinde heterojen ve hastalıkların grubunun oluşturmaktadır. Örneğin, Duchenne müsküler distrofi - müsküler distrofi en yaygın biçimi - 1 3.500 canlı erkek bebek doğumlarının 37,38 insidansı vardır; dermatomiyozit, bu protokol uygulanmış olduğu 100,000 39 1 arasında bir oranda bulunur. Bu hastalıkların yüksek genel sıklığı, ancak, ve bunların çoğu patolojik işaretleri üst üste - atrofisi, iltihaplanma, yağ infiltrasyonu, zar hasan ve fibroz - kantitatif bu hastalıkların karakterize etmek için yöntemler bir dizi ortak geliştirilmesi ve uygulanmasını desteklemektedir.

    QMRI non-invaziv Bu patofizyolojik değişiklikleri birçok karakterize edebilir. herhangi bir bilimsel yöntem olduğu gibi, qMRI çalışmalar arabada uygulanması gerekireful şekilde. Temel bir mesele güvenliktir. Ayrıca, burada açıklanan her qMRI yöntemi hata kaynaklarının ilişkili olmuştur; ve bilinen nedenlerle, hataları anlamak ve tanımak önemlidir. Son olarak, ölçümlerin çok karmaşık bir yorumunu var. Bu konular burada tartışılır. Tartışma sunarken, biz burada sunulan protokol ne hissediyorum bizim amacımız için en iyi deneysel yaklaşım anlatılmaktadır unutmayın. Biz başkalarının farklı görüşlere ek bilgiye sahip olabilir, ya da biz daha farklı protokol optimizasyonu potansiyel sonuçlarını tartmak seçebilirsiniz farkındayız. Ayrıca, okuyucunun MR sistemi mevcuttur protokol açıklanan seçeneklerin tümü olmayabilir; ya da okuyucu sistemimizde bulunmayan ek seçenekler olabilir. Bizim protokol yönlerini sistemimizde özel programlanmış edildiği kaydetti. okuyucu onun / onu sistemdeki tüm ilgili seçenekler incelemek, tamamen edebiyat hepsini dikkate tavsiye edilir veonun / onu deneysel amaçlar için mümkün olan en iyi protokolde neden kararlar.

    MRI Güvenlik Sorunları
    MR manyetik alanların çeşitli kullanır. Burada anlatılan çalışmalarda kullanılan sistemin B 0 alan kuvveti Tesla 3.0, ya da ~ 0.2 mT yaklaşık 15.000 kat Dünya'nın alanı. Darbeli RF manyetik alanlar (B 1) Spin sistemine enerji tanıtmak ve rezonans fenomeni yaratmak için kullanılır. Gradyan manyetik alanlar görüntüleme dizisi sırasında ve kapatılır ve birçok amaç için kullanılmaktadır. Uzaysal kodlama amacıyla NMR frekans ve uzamsal konumu arasında doğrusal bir ilişki oluşturmak için kullanılan ve aynı zamanda sinyalleri istenmeyen kaynaklarını ortadan kaldırmak için kullanılmaktadır.

    Manyetik alanların bu tiplerinin her biri ile ilişkili güvenlik kaygıları vardır. B 0 alanı ile ilişkili önemli bir güvenlik endişesi a,mıknatıs doğru manyetik nesnelerin cceleration. B 0 alan her zaman mevcut. Bir manyetik alan gücü D alanının kaynaktan mesafe 1 / D3, bir fonksiyonu olarak değiştiğinden, B 0 alanı artar hızlı bir MRI sistemi yaklaşımlar. Ferromanyetik nesneler az veya hiç uyarı ile MR sistemi doğru hızlandırılmış olabilir ve ciddi yaralanmalara veya ölüme neden olabilir. Bu nedenle, bunlar kaldırılacak ve MRG oda dışında güvence altına alınmalıdır. B 0 bu alanda ile ilişkili diğer tehlikeler implante manyetik nesneler ve silinmesini veya manyetik olarak duyarlı cihazlara başka hasar anormal torkların yerleştirme vardır. B 1 alanları dokuları ısı olabilir, ve bu etkinin implante metal nesneler etrafında alanlarda geliştirilmiş olabilir. Degrade alanlar (örneğin sinirler ve implante tıbbi cihazlar gibi) iletken objelere elektrik akımlarını neden olabilir. degrade anahtarlamaalanları da potansiyel yüksek sesle ve hoş olmayan akustik gürültü üretir. Hükümet düzenleyici kurumların manyetik alanların bu çeşitli seviyeleri ve maruziyet süreleri sıkı sınırlar yerleştirdik ve insan görüntüleme sistemleri bu kurallara uyulmasını sağlamak iç yazılım kontrolleri var.

    Okuyucu bu sunum biraz yüzeysel olduğunu bilmeli. MR testi ile ilgili tüm personelin ilgili tüm güvenlik sorunları ve nasıl kazaları önlemek için tamamen farkında olmak üzerine o görevidir. Ayrıca, MR testi ile ilgili tüm personelin implante metaller ya da tıbbi cihazlar potansiyel olarak tehlikeli için taranmalıdır.

    Ön-test Yaşam Kısıtlamaları
    mümkün olduğunca ön test yaşam biçimi davranışlarına üzerinde olduğu kadar deneysel kontrol uygulamakla Bu protokolün önemli bir bileşenidir. T2 ölçümleri durumunda bu yüzden kontrol örnek olarak verilmektedirgereklidir. T 2 nöromüsküler hastalık 40 önde gelen MR biyomarker olarak kabul edilir. Bununla birlikte, kas su proton T2 çeşitli nedenlerle yüksek olabilir. Nöromüsküler hastalıklar için qMRI çalışmalarında, FS huzurunda ölçülen T 2, genel olmayan FS T 2 de yağ sızmasını yansıtabilir ise, hastalık şiddeti ile ilişkili kronik enflamasyon bir devlet yansıtacak şekilde kabul edilmektedir. Ancak, T 2 de çünkü hasta ve sağlıklı birey farklı 42 etkileyebilecek eksantrik egzersiz 41, orta vadeli yükselmeler uğrayabilir. Bu nedenle, yazarlar testten önce 48 saat boyunca, orta veya ağır kısıtlamaktan önerilir. T 2, egzersiz 43,44 akut nöbetleri sonucu kısa ömürlü yükselmeler maruz kalabilir. Şiddetli kas kaybı olan bir hasta için, yürüme T yükseltmesine yeterli yoğun egzersiz teşkil edebilir

    Veri Toplama ve Analizi: Genel Konular
    Önemli bir nokta, sağlıklı kişilerde birinci ve daha sonra söz konusu hastalığı olan kişilerde dikkat pilot test, gerekli olmasıdır. Birçok deney seçenekleri yüksek MR sistemine özgü (dahil ancak stratejiler, RF bobini seçenekleri, yüksek bir manyetik alan gradyanı direncine ve RF darbe şekli gibi gelişmiş seçeneklerinin layneri, 0 alan gücünü B bunlarla sınırlı değil). Diziye özgü pilot test amaçları aşağıda açıklanmaktadır. Veri kalitesini etkileyen diğer konular bu görüntülü edilecek hastalığın türü ve patoloji beklenen türleri, hasta popülasyonunun yaş ve hatta vücut parçası olarak doğada biyolojik bulunmaktadır. Tüm bu faktörler, pilot t sırasında dikkate alınmalıdırEsting.

    veri toplama sırasında kendisi, sık karşılaşılan bir sorundur hareketidir. Burada sunulan protokol görüntüleme bölümü kadar bir sürede saat gerektirebilir. (Örneğin, eko-planar görüntüleme gibi) dizilerin bazıları toplu hareketine duyarsız; ancak diğer diziler, uzun doğru parametre tahmini için kesin görüntü hizalama gerektiren ve / veya özünde hareket duyarlı sinyaller var. Protokolde belirtildiği gibi, katılımcıyı talimat ve onun / onun konfor gönüllü ve istemsiz hareketler önlemek için önemli bir yoldur teşvik için adımlar atıyor. Diğer bir strateji hafifçe dolgu ile hareket sınırlamak için, ama etkili bir hasta yatağa bağlamak bantları yerleştirdi. Görüntü kayıt teknikleri post-processing için kullanılabilir; kasların kolay deforme olabilen organlar, çünkü rijit olmayan kayıt teknikleri genellikle gereklidir. Rijit olmayan kayıt daima eko-planar görüntüleme dayalı difüzyon görüntüleme yöntemleri için gerekli olacaktır.Görüntü kaydı tekniklerinin genel yararlarına rağmen, hareket önlemek veya gölgeleri azaltmak için herhangi bir yöntem geniş post-processing gerektiren çözümlere üstün olacaktır. ilgi konusu popülasyonda mevcut en iyi hareket azaltma stratejisi tanımlama pilot test için bir hedef olmalıdır.

    İyi tekrarlanabilirlik dilim yerleştirme tutarlılık gerektirir. protokol adımlarda, biz tekrarlanabilir anatomik noktalara dilim konumunu başvuran açıklar. uyluk Bunun için etkili bir strateji tüm femur görselleştirme izin, tüm uyluk koronal görüntüler elde etmektir. MR sistemi üzerinde görüntü analiz araçları genellikle dijital cetvel işlevi bulunur. Bu femur ve femur kondillerinin başının (örneğin orta noktası gibi) belirli bir noktayı ölçmek ve orada dilim yığınının merkezi konumunu yerleştirmek için kullanılabilir. Bu prosedür, video görüntülenmiştir.

    Homojen Olmayan <em> B 0 ve B 1 alanları MRG kaçınılmaz sorunlar, ancak stratejiler homojen seviyelerini azaltmak için eklenmemiştir. Temel bir strateji ya da mıknatısın merkezine yakın yansıması vücut parçası tespit etmektir. Burada sunulan protokol yazarların deneyim, bu deneysel koşullar için en etkili, B 0 layneri rutinleri içerir. Katılımcı protokolü esnasında hareket edebilir, çünkü B 0 layneri Her dizi için kalibrasyon adımları bir parçası olarak tekrar edilir. Ayrıca, satın almalar birçok sinyal alımını hızlandırmak ve böylece görüntü çarpıklıklara neden faz evrim Δ B 0 bağımlı farklılıkları azaltmak için paralel görüntüleme tekniklerini kullanın. Bu çalışmalarda kullanılan RF nakil bobini iki bobin içerdiği için, B 1 layneri yöntemleri kullanılabilir ve protokolde tarif edilmiştir. Buna ek olarak, protokol içeren ve# 916; Gerçek zamanlı kalite kontrolü için B 0 ve nütasyon açısı alan eşleştirme dizileri. Yukarıda açıklanan protokol burada açıklanan deneysel koşullar, RF darbe şekilleri, ve degrade bozulmadan düzenleri için kabul edilebilir Δ B 0 ve nütasyon açısı toleransları içerir. Bu pilot test belirlenen ve dikkatli protokol geliştirme değerini yeniden vurgulamak bulundu.

    İyi deneysel tasarım için gerekli olan metodolojik tutarlılığı korurken Uygulamada, B 0 ve B 1 alanları 'homojenliklerine etkileyecek gerçek zamanlı olarak mevcut stratejiler sınırlı sayıda olabilir. Kullanıcılar bu nedenle sonuçta ilgi konusu nüfus için etkili ve genel olarak uygulanabilir stratejiler gelen, kapsamlı bir pilot test ile onlara bütün seçenekler araştırmak için tavsiye edilir. B 0 layneri seçenekleri m iteratif yöntemler şunlardırBu tür yarı-maksimum pik yüksekliği ve Δ B 0 haritayı kullanarak optimum şim kanal ayarlarını hesaplamak yöntemleri su zirvenin satır genişliği olarak bir parametre asgariye indirgenmesi. Burada anlatılan protokolde olduğu gibi eski yöntemler olmayan bir lokalize edinimi dayalı ya da olabilir, bir lokalize birimdeki sinyal edinimi. B 0 layneri seçenekleri pilot testleri için hedefleri iyi genel strateji (iteratif vs görüntü tabanlı) yanı sıra en iyi shimming ilgi bölgeyi tanımlamak için nasıl hususları içermektedir. okuyucu, boyutu ve ilgi hacminin yönelim gibi faktörler dikkate almak isteyebilirsiniz, kas ve yağ nispi miktarları shimming hacim eklemek ve nasıl ötesinde dilim yığını şim. Her dilim şim hacminin içi dilim projeksiyon yansıması incelemek için faydalıdır.

    B 1 alan durumunda, RF bobinleri türü iletimi için kullanılanResepsiyon ve kullanılan RF bakliyat türleri ve alan homojenliği önemli belirleyicidir. tablolarda açıklanan protokoller bizim deneysel koşullar için en uygun bulduk RF darbe parametreleri içerir. bobin seçimi ile ilgili olarak, burada açıklanan protokol ayrı ses iletimi ve almak sadece ses bobinleri birleştirir. İletim coil sistemi içine yerleştirilmiş dördün vücut bobin ve büyük bir anatomik bölgede nispeten homojen B 1 alan oluşturur. anatomik bölgeye bağlı olarak bobin alma seçenekleri çeşitli olabilir, çalışılacak; bizim durumumuzda, pilot test mevcut en iyi çözüm olarak altı elemanlı, faz dizili kalp bobin gösterdi. diğer seçenekler yüzey bobinler ve kombinasyon iletimi / hacim bobinleri almak içerir. Yüzey bobinleri B 1 alan penetrasyon derinliği sınırlıdır ve genellikle görüntüleme uygulamaları için kullanımını tavsiye etmiyoruz. combinatiyon iletimi / hacim bobinleri yerleşik dördün vücut bobin daha iyi sinyal-gürültü oranı (SNR) performansı ve B 1 homojenliği sunabilir almak, ancak tüm anatomik bölgelerde mevcut değildir. Son bir açıklama faz dizi bobinleri kullanılabilir olduğunda, onlar satın hızlandırmak ve eko-planar görüntüleme gibi tekniklerle mekansal bozulmaları azaltmak paralel görüntüleme tekniklerinin kullanılmasına izin olmasıdır. Bu kazanımlar, ancak bir SNR ceza ile gelir ve böylece pilot test en genel görüntü kalitesi sağlar çözüm bulmada yönelik olmalıdır.

    Ama bu stratejiler tamamen homojen olmayan B 0 ve B 1 alanları telafi yok çünkü, Δ B 0 ve nütasyon açısı alan haritaların başka kullanım post-processing bulunmaktadır. Bu haritalar bazı sayısal parametrelerin hesaplanması geliştirmek veya görüntü bozulmaları düzeltmek için kullanılabilir. Ancak bazı Δ B 0 </ em> - ve B 1 lı sorunlar tamamen veya post-processing bile kısmen düzeltilebilir olmayabilir. Bazı örnekler FS yöntemlerinin etkinliğini azalma, gibi T 1 ölçümlerde, eko-planar görüntüleme, düşük sinyal, T 2 ölçümleri veya FSE yöntemleri yetersiz refocusing verimliliği ve zayıf inversiyon verimliliği gibi teknikleri brüt görüntü bozulmaları. Yine, sıkı bir pilot test ve gerçek zamanlı kalite kontrol aşamaları çok önemlidir.

    dizilerinin bir çok ve / veya su ve lipid proton farklı rezonans frekanslarına kaynaklanan eserler varlığını azaltmak için yağ kas sinyal kirlenmesini önlemek için bir mekanizma olarak yağ sinyal bastırma ya da suda-seçici uyarımı kullanır. FS kullanıldığında, en fazla üç yöntemlerin bir kombinasyonu kullanılır. alifatik sinyaller azalır veya seçici bu sinyalleri ters çevirir bir spektral seçici adyabatik inversiyon recovery (SPAIR) nabız kullanılarak elimine edilmiştir.Sinyal + M 0 doğru -M 0 bir sinyal değeri kurtarır gibi, net bir sinyal sıfıra eşit olduğu bir zaman vardır. görüntüleme verileri bu sinyal sıfırlama noktasında elde edilir. Zaman noktası, örneğin tekrarlama süresi ve dilim sayısı gibi parametrelere bağlıdır ve bu nedenle pilot test işlemi sırasında her sekansı için ayrı ayrı optimize edilmesi gerektiğini belirtmek gerekir. Ayrıca, SPAIR darbesinin bant su sinyal genliği indirgenmesi minimumda tutulması için yağ sinyalleri ortadan kaldırmak için yalnızca yeterince geniş olması gerekmektedir. B 0 tekdüzelik maksimize etmek adımların atılması bu konuda yardımcı olacaktır. Dizilerin çoğu da olefinik proton rezonans 45 doyma darbe kullanın; Bu puls görüntüleme dizisine hemen önce uygulanır. Mümkün olan yerlerde, bir degrade ters tekniği kullanılmaktadır. Bu yöntemde, dilim seçimi degrade işaret dilim seçimi ve refocusing darbeleri arasında tersine döner; Bu causes değil odakladı gereken uzakta-rezonans sudan sinyalleri. Bu yaklaşımın bir başka avantajı, RF tabanlı yöntemlerin aksine, gradyan ters yağ sinyalleri RF vurum treni esnasında uzunlamasına gevşeme kurtarmak için izin olmasıdır. Böyle Dixon-temelli yöntemler 46 gibi ek stratejiler, de mevcuttur.

    veri analizinde yaygın bir sorun (ROI sinyal analizleri ortalama (ki bir ROI sinyaller bir model takılı sonra ortalama ve edilir) ya da piksel tabanlı analizler kullanmak için hangi model uydurma bir pikselin-piksel oluşur olup olmadığıdır temeli ve istatistikler sonra) monte parametreleri hesaplanmıştır. Eski yöntemin avantajı sinyal ortalama etkili bir SNR arttırmasıdır. içsel SNR düşükse, o zaman bu strateji gürültü zemin parametre kutuplama etkilerini önlemek için yardımcı olabilir. ikinci yaklaşımın avantajı, mekansal heterojen nöromüsküler bozukluklar eden genel bir patolojik özelliği olmasıdır. uydurma tBir piksel-piksel esasına göre bu heterojenite takdir hastalık fenotipinin ek yönlerini karakterize etmek için kullanılabilir değer verir. SNR izin analizi bu tür geçerli şekilde yapılacak olursa, yazarlar bu yaklaşımı öneriyoruz. Willcocks ve arkadaşları tarafından son çalışma, hastalığın ilerlemesini 47 izlenmesinde bu yaklaşımın değerini göstermektedir.

    Veri Toplama ve Analizi: Görüntüleme Sırası özgü Sorunlar
    Protokol T 1 sağlam bir ölçüm için inversiyon kurtarma yöntemleri kullanır. inversiyon kurtarma dizisinin birçok uygulamaları pratik bir sınırlama uzun toplam tarama zamanı. Bu protokolde kullanılan sekans üç boyutlu, hızlı, düşük-Açılı Çekim (FLASH) okuma, paralel görüntüleme ivme mütevazı bir miktarda ve en az iki dakika toplam tarama süresini azaltmak için daha düşük bir ön-sekans gecikme kullanır. Yedi inversiyon süreleri yaklaşık olarak aralıklı, örneklenir50 6,000 ms ly geometrik. Bu strateji örnekleri sinyalinin zaman türevi en yüksek sinyal kurtarma bu bölümleri sırasında en sık inversiyon kurtarma sinyali eğrisi. Inflamasyon ve yağ infiltrasyonu genel proton T 1 karıştırıcı etkileri nedeniyle dizisi ile FS olmadan tekrarlanır: yağ sudan daha düşük bir T 1 sahipken iltihabı, su T 1 artar. O bir T 1 yağ sızması ve inflamasyon bu karşıt etkiler arasındaki çözmek için izin verir, çünkü böylece verilerin yorumlanması T 1 ve T 1, FS yardımları hem ölçme. Parametre tahmini doğrusal olmayan, bilimsel bir hesaplama yazılım paketinde en küçük kareler regresyon yöntemleri kullanılarak gerçekleştirilir.

    T 2 ölçüm yanı FS olmayan FS koşullar altında yürütülmektedir birbenzer bir sebepten d: Enflamasyon ve yağ her T 2 artırabilir. Enflamasyon ile birlikte, örneğin Z disk akışı ve zararlar bütünlüğünü zar gibi patolojik süreçler de Su arıtma 2 değerleri etkilemesi beklenir. Hem T 2 ve T 2 ölçümü, FS patoloji bu kaynakların tümü arasında ayırt edemez rağmen, bu uygulama genel ve kas doku spesifik patoloji arasında çözerek verilere artış yorumlanabilirliğini göze yapar. Suda sadece T2 değerini ölçmek için alternatif bir strateji, spektrumunun kimyasal kayma eksenindeki lipidler ayrı su 1H MR spektroskopisi kullanmaktır. Bu yaklaşım görüntüleme önemli ölçüde daha düşük uzaysal çözünürlüğe sahip ve veri toplama sırasında ses yerleştirme ile ilgili kullanıcı takdirine ve öznellik tabi olsa da, su ayırmak için kesin bir yol sağlar veLipid sinyaller.

    Burada sunulan T 2 ölçümü için protokol çeşitli yöntemler T 2 ölçüm, yani B 1 homojen olmayan hata bazı ortak kaynakları azaltmak ve kusurlu refocusing darbeleri yankı oluşumunu teşvik etmek kullanır. Uyarılan yankılar olmayan üç-180 ° bakliyat herhangi bir kombinasyonu ile oluşturulur. B 1 homojen bazı seviyesi her zaman var ve bu çok yankı trenler T 2 bağımlı sinyal çürüme örnek için kullanılan göz önüne alındığında, yankıları T 2 ölçümlerde hata potansiyel olarak önemli bir kaynağıdır uyarılmış. Burada kullanılan stratejiler yankı oluşumu önce tek bir dilim edinimi, rüzgarlık geçişlerini optimize edilmiş bir dizi kullanımını içerir ve refocusing bakliyat 48 sonra, doğrusal yankı 49 aralık uyarılmış ve B 1 -insensitive "Version-S kullanımı ortadan kaldırmak için "bileşimönemli ölçüde kusurlu yeniden odaklanma kaynaklanan eserler azaltır ve site refocusing nabız 50, hala hem su ve lipid sinyalleri odaklanma için yeterli bant genişliği sunarken. Pilot test, biz optimize bozma şeması ve sürüm-S darbe anlamlı uyarılmış yankıları görünümünü azalttığını gözlemledi. Biz bu nesnelerin hem bizim sistemde özellikle programlanmış unutmayın. Sürüm-S darbe RF enerjisinin spesifik emilim oranını (SAR) artış yapar; böylece uzun TR ve daha büyük inter-eko aralığı SAR güvenlik sınırları içinde kalması gerekmektedir. Ancak, yazarların deneyim de koçluk, konforlu hasta ~ 12 dakika boyunca yeterince hareketsiz kalması olabilir. Toplam tarama süresi. Ayrıca, 14 ms arası eko aralığı değeri, bulunması halinde, çoklu üstel gevşeme tespit etmek için yeterlidir. Burada çalışmayan bir alternatif yaklaşım, Fitt davalarına içine yankıları refocusing darbe verimliliği ve uyarılmış eklemektirB 1 harita sağlamak ve çok kesitli satın almalar 39 izin verecektir 38,28, ing. Okuyucu da bazı benzer ve bu yöntemleri 40,51 ile ilgili bazı farklı önerilerde kas hastalığında T 2 ölçümlerin uygulanması ve yorumlanması açıklayan birçok yeni bildiri, anılır.

    Burada sunulan protokol QMT görüntüleme için darbeli doygunluk yöntemi kullanır. oluşturulan beş monte parametreler olmasına rağmen, sadece PSR bildirilmektedir. Diğer dört parametre ya daha iyi (örneğin serbest su havuzu T 2 gibi) diğer yöntemlerle tahmin ya da (örneğin havuzlar 52,53 arasında döviz kuru gibi), patolojik duyarlılık eksikliği nedeniyle budur. Diğer QMT yöntemleri ile karşılaştırıldığında, 3D kapsama darbe doygunluk yöntemi için klinik olarak uygun bir süre içinde elde edilebilir. Bu QMT yaklaşımına diğer avantajı comgörüntü boyunca>% 95 yağ sinyalleri bastırmak için tespit edildi, su-selektif uyarılması için mekansal-spektral binom darbe yöntemleri ile luluk. Su-selektif uyarım darbe ve off-rezonans doygunluk bakliyat hem sistem üzerinde özelleştirilmiş edilmiştir. Önceki sayısal simülasyonlar 54 belirttiler sinyale ek yağ bileşeni olabilir önyargı QMT parametre tahminleri; Bu şekilde FS her iskelet kaslarında QMT görüntüleme için tavsiye edilir. Yukarıda tartışıldığı gibi, aşırı B 1 homojen olmayan ve hareket eserler de önyargı QMT parametre tahminleri yapabilirsiniz.

    DT-MRI protokol eko-planar görüntüleme, SNR, b-değeri mekansal çarpıtmalara dikkat uygulanmaktadır. Burada, mekansal çarpıtmalar paralel görüntüleme kullanılarak azaltılabilir ve bir afin kaydını kullanarak post-processing düzeltilir. Önceki çalışmalarda belirtildiği gibi, SNR b estimatio interaktif etkilere sahip -DeğerDüşük SNR değerleri l 1, l 3, v 1 ve FA 55,57-59 özellikle hatalı tahmini ile sonuçlanan D 55-57 n. Kasta doğru tensör kestirimi için SNR gereksinimleri = 435-725 s / mm2 55-57,60 aralığında b en düşük düzeydedir. Denoising kullanarak kas DT-MRI yaklaşımları diğer yazarlar 61,62 olumlu sonuçlar rapor olmasına rağmen bu ek adımları gerektirecek şekilde değil, bu protokolde analiz büyük ROI yeterli sinyal ortalamasının var. Okuyucu DT-MRI yöntemlerinin 56,63 optimal uygulanması konusunun çeşitli incelemelerde denir.

    Son olarak, FWMRI nicel ilgili bazı uyarılar ve olası hata kaynakları belirtilmiştir. Öncelikle, burada benimsenen FattyRiot uydurma algoritması dokuz sabit konumlarda zirveleri ve bağıl genlikleri 64 ile belirli bir yağ spektrumu varsayar. kabul yağ spectrum konuya tabi değişecektir in vivo spektrumunda, true mükemmel bir maç değil; Ancak, bir rasgele yağ spektrumu için çözme yankıların az sayıda pratik değildir. İkinci olarak, algoritma hem su hem de yağ sinyalleri tarafından paylaşılan tek R2 * çürüme faktörü uyuyor. Tamamen göz ardı R2 * boşa niceliksel yağ sinyal fraksiyonu ölçümleri bilinmektedir ve tek R2 için bu bağlantı * bozunma yeterli 65 almaktadır. Bununla birlikte, su, ayrı ayrı yağ piklerin kesin R2 * değişir. Karmaşık görüntüleri kullanarak Üçüncüsü, FWMRI ayırma algoritmaları yağ ve su sinyallerinin hatalı sınıflandırmayı neden olabilir şiddetli B 0 alan homojen açıktır. Sağlam mekansal kısıtlı algoritmaları kullanarak ek olarak, daha küçük bir eko aralığı büyük B 0 alan değişimleri yakalama sağlar. kadir görüntüleri kullanarak algoritmaları presenc daha sağlamB 0 homojen olmayan alandaki e, ancak SNR cezalar acı. Karmaşık görüntüleri kullanarak algoritmaları da girdap akımları veya başka herhangi bir zaman içinde değişen faz etkisiyle eleştirilmiştir olabilir. Böyle karıştırıcı faz etkileri genellikle birden fazla yankı okuma trende ilk yankısı için en kötü ve sadece bu tür yankıları görmezden gelerek hafifletilebilir. Seçenek olarak ise, karışık bir büyüklüğü ve kompleks sinyal modeli 66 kabul edilebilir. Böyle birçok ticari MR tarayıcılar görüntü rekonstrüksiyon boru uygulanan düzeltmeler gibi karmaşık görüntülerin potansiyel pertürbasyon diğer kaynaklardan kaçınmalısınız girdi olarak karmaşık görüntü almak FWMRI algoritmaları kullanıcılar. Böyle bir faz düzeltmeler devre dışı bırakılmalıdır veya kullanıcı orijinal ham veri görüntüleri doğrudan yeniden gerekir. Son olarak, FWMRI kullanarak yağ içerikli herhangi bir tahmin farklı şekilde yağ veya su sinyallerini terazi herhangi faktör tarafından etkilenir ve böylece aslında yağ sinyal fraksiyonunun bir tahmin olduğunu ve. T 1 T 1 ağırlıklandırma T 1, TR ve uyarım nütasyon açısının bir fonksiyonudur. Şişman sinyal kesir tahminlerinde T 1 önyargı su ve yağ hemen hemen eşit karışımı ile vokseller için kötü olduğunu. TR artırılması ya da önyargı en aza indirebilirsiniz nütasyon açısını azaltır. T 1 önyargı da biz (sırasıyla, su ve yağ için 1.4 sn ve 0,3 sn) burada yaptığı gibi, su ve yağ için kabul T 1 değerleri kullanarak geriye dönük olarak, ya da değerler ölçülebilir.

    Protokol Oluşumu / Sıra Seçimi
    Yukarıda ele alındığı gibi, kas patolojik manzara karmaşıktır. FWMRI bir açık yorumu vardır ki bu protokol ölçümler arasında eşsizdir. Belirtildiği gibi, burada ölçülen diğer qMRI biyomarkerların çoğu genellikle inc bir non-spesifik patolojik temeli varödem ludes ama olabilir de yağ infiltrasyonu, fibrozis, membran hasarı ve sarkomerik bozulması sayılabilir. Hassasiyetleri bazıları hala varlığını öne sürülen vurgulanmaktadır. Her qMRI biyomarkere, kantitatif, bu ve diğer patolojik süreçler göreli önemini göstermek amacıyla yapılması gereken veya devletler işin önemli bir miktar var. Böyle bir anlayış ile, çok parametrik yaklaşım değişkenler, bireysel patolojilerin daha spesifik tanımlamaları kombinasyonu ile, izin verebilir burada nitelendirdi.

    Alternatif olarak, okuyucu burada sunulan ölçümlerin bir alt kümesini seçerek bu protokolü adapte etmeyi tercih edebilir. Örneğin, FS ve non-FS ölçümlerinin katma değer kas yağ değişimi ile karakterize olmayan koşullarda muhtemelen düşüktür. Bu durum hasta için daha az bir görüntüleme zaman izin verebilir, ilave ölçümler yapılması (örneğin, MR spektroskopisi MR perfüzyon görüntüleme olarak < / Em>), veya ek vücut parçaları yansıması. Bu bölgede bu hastalıkların tutulumun erken işaretleyici sağlayabileceği gibi bir yakın-to-uzak bir şekilde, mevcut bir çok kas hastalıkları, burada açıklanan protokol uyluk uygulanmaktadır. Ancak, her iki proksimal ve distal bölgelerde patolojiyi ölçme hastalığın ilerlemesi geliştirilmiş önlemler izin verebilir.

    Sonuçlar
    Sonuç olarak, bu qMRI protokol nöromüsküler bozuklukların üç ana patolojik bileşenleri ödem, yağ infiltrasyonu ve atrofi nicel değerlendirmesini sağlar. (T 1, T 2, difüzyon, QMT, FWMRI) ölçümleri geniş bir koleksiyon birleşmeyle, verilerin yorumlanabilir hem genişlemiş ve derinleşmiş olduğunu. Dikkatli dikkat olası hata kaynaklarına ödendiğinde, bu yaklaşım doğru ve kesin nöromüsküler hastalığın birçok önemli bileşenlerini karakterize edilebilir.

    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