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In diesem Artikel

  • Zusammenfassung
  • Zusammenfassung
  • Einleitung
  • Protokoll
  • Ergebnisse
  • Diskussion
  • Offenlegungen
  • Danksagungen
  • Materialien
  • Referenzen
  • Nachdrucke und Genehmigungen

Zusammenfassung

Hier stellen wir ein Protokoll zur Erfassung von Magnetresonanzbildern (MR) von Patientengehirnen mit Multipler Sklerose (MS) bei 7,0 Tesla vor. Das Protokoll umfasst die Vorbereitung des Setups einschließlich der Hochfrequenzspulen, standardisierte Interviewverfahren mit MS-Patienten, die Positionierung der Probanden im MR-Scanner und die MR-Datenerfassung.

Zusammenfassung

Das übergeordnete Ziel dieses Artikels ist es, ein hochmodernes Ultrahochfeld (UHF) Magnetresonanzprotokoll (MR) des Gehirns bei 7,0 Tesla bei Patienten mit Multipler Sklerose (MS) zu demonstrieren. MS ist eine chronisch entzündliche, demyelinisierende, neurodegenerative Erkrankung, die durch Läsionen der weißen und grauen Substanz gekennzeichnet ist. Der Nachweis von räumlichund zeitlich disseminierten T2-hyperinsens läsionen durch den Einsatz von MRT bei 1,5 T und 3 T stellt ein entscheidendes diagnostisches Instrument in der klinischen Praxis dar, um eine genaue Diagnose von MS auf der Grundlage der aktuellen Version der McDonald-Kriterien von 2017 zu stellen. Die Differenzierung von MS-Läsionen von Läsionen der weißen Substanz des Gehirns anderer Herkunft kann jedoch aufgrund ihrer ähnlichkeitsartigen Morphologie bei niedrigeren Magnetfeldstärken (typischerweise 3 T) manchmal eine Herausforderung darstellen. Ultrahochfeld-MR (UHF-MR) profitiert von einem erhöhten Signal-Rausch-Verhältnis und einer verbesserten räumlichen Auflösung, beides Schlüssel zu überlegener Bildgebung für genauere und definitivere Diagnosen subtiler Läsionen. Daher hat die MRT bei 7,0 T ermutigende Ergebnisse gezeigt, um die Herausforderungen der MS-Differentialdiagnose durch die Bereitstellung ms-spezifischer Neuroimaging-Marker (z. B. zentrales Venenzeichen, Hypointense-Randstrukturen und Differenzierung von MS-Läsionen der grauen Substanz) zu überwinden. Diese und andere Marker können durch andere MR-Kontraste alsT1 undT2 (T2 *,Phase, Diffusion) identifiziert werden und verbessern wesentlich die Differenzierung von MS-Läsionen von denen, die bei anderen neuroinflammatorischen Erkrankungen wie Neuromyelitis optica und Susac-Syndrom auftreten. In diesem Artikel beschreiben wir unseren aktuellen technischen Ansatz zur Untersuchung zerebraler Läsionen der weißen und grauen Substanz bei MS-Patienten bei 7,0 T unter Verwendung verschiedener MR-Akquisitionsmethoden. Das aktuelle Protokoll umfasst die Vorbereitung des MR-Setups einschließlich der für UHF-MR angepassten Hochfrequenzspulen, standardisierte Screening-, Sicherheits- und Interviewverfahren mit MS-Patienten, die Patientenpositionierung im MR-Scanner und die Erfassung spezieller Gehirnscans, die auf die Untersuchung von MS zugeschnitten sind.

Einleitung

Multiple Sklerose (MS) ist die häufigste chronisch entzündliche und demyelinisierende Erkrankung des Zentralnervensystems (ZNS), die bei jüngeren Erwachsenen eine ausgeprägte neurologische Behinderung verursacht und zu einer langfristigen Behinderung führt1,2. Das pathologische Kennzeichen der MS ist die Anhäufung von demyelinisierenden Läsionen, die in der grauen und weißen Substanz des Gehirns auftreten, und auch die diffuse Neurodegeneration im gesamten Gehirn, selbst bei normal erscheinender weißer Substanz (NAWM)3,4. Die MS-Pathologie deutet darauf hin, dass eine Entzündung in allen Stadien der Krankheit zu Gewebeverletzungen führt, auch in den fortschreitenden Stadien der Erkrankung5. Die ersten klinischen Manifestationen der MS werden häufig von reversiblen Episoden neurologischer Defizite begleitet und als klinisch isoliertes Syndrom (CIS) bezeichnet, wenn sie nur auf MS6hinweisen,7. In Ermangelung eines eindeutigen CIS ist bei der Erstellung einer MS-Diagnose Vorsicht geboten: Die Diagnose sollte durch Nachsorge bestätigt werden, und die Einleitung langfristiger krankheitsmodifizierender Therapien sollte verschoben werden, bis zusätzliche Nachweisevorliegen 8.

Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein unverzichtbares Instrument zur Diagnose von MS und zur Überwachung des Krankheitsverlaufs9,10,11. Die MRT bei Magnetfeldstärken von 1,5 T und 3 T stellt derzeit ein entscheidendes diagnostisches Instrument in der klinischen Praxis dar, um hyperintensive Läsionen mit Spin-Spin-Relaxationszeit (T2)zu erkennen und eine genaue Diagnose von MS auf der Grundlage der aktuellen Version der McDonald-Kriterien von 2017 zu stellen8. Diagnostische Kriterien für MS betonen die Notwendigkeit, die Verbreitung von Läsionen in Raum und Zeit nachzuweisen und alternative Diagnosen auszuschließen8,12. Die kontrastverstärkte MRT ist die einzige Methode zur Beurteilung akuter Erkrankungen und akuter Entzündungen8,aber zunehmende Bedenken hinsichtlich einer möglichen langfristigen Gadolinium-Hirnablagerung könnten die Kontrastanwendung als wichtiges diagnostisches Instrument einschränken13,14,17. Darüber hinaus kann die Differenzierung von MS-Läsionen von Läsionen der weißen Substanz des Gehirns anderer Herkunft aufgrund ihrer ähnlichkeitsartigen Morphologie bei niedrigeren Magnetfeldstärken manchmal eine Herausforderung darstellen.

Während die MRT sicherlich das beste diagnostische Instrument für MS-Patienten ist, sollten MR-Untersuchungen und -Protokolle den Richtlinien der Magnetresonanztomographie in ms-Gruppe (MAGNIMS) in Europa18,19 oder des Konsortiums der Multiple Sklerose-Zentren (CMSC) in Nordamerika20 für die Diagnose, Prognose und Überwachung von MS-Patienten folgen. Standardisierte Qualitätskontrollstudien nach den neuesten Richtlinien in verschiedenen Krankenhäusern und Ländern sind ebenfalls von entscheidender Bedeutung21.

MRT-Protokolle, die auf die MS-Diagnose und die Überwachung des Krankheitsverlaufs zugeschnitten sind, umfassen mehrere MRT-Kontraste, einschließlich des Kontrasts, der durch die longitudinale Relaxationszeit T1,die Spin-Spin-Relaxationszeit T2 *,und die diffusionsgewichtete Bildgebung (DWI)22gesteuert wird. Harmonisierungsinitiativen lieferten Konsensberichte für die MRT in MS, um zu standardisierten Protokollen überzugehen, die die klinische Translation und den Vergleich von Daten über Standorte hinweg erleichtern23,24,25. T2-gewichtete Bildgebung ist gut etabliert und wird häufig in der klinischen Praxis zur Identifizierung von Läsionen der weißen Substanz (WM) verwendet, die durch hyperintense Erscheinung gekennzeichnet sind26,27. Obwohl die WM-Läsionsbelastung ein wichtiges diagnostisches Kriterium für MS28ist, korreliert sie aufgrund ihrer mangelnden Spezifität für den Schweregrad der Läsion und der zugrunde liegenden Pathophysiologie nur schwach mit der klinischen Behinderung26,27,29. Diese Beobachtung hat Erkundungen zur parametrischen Kartierung der transversalen RelaxationszeitT2 30ausgelöst. T2*-gewichtete Bildgebung hat in der bildgebenden MS zunehmend an Bedeutung gewonnen. Das zentrale Venenzeichen in T2* gewichteter MRT gilt als spezifischer bildgebender Marker für MS-Läsionen27,31,32,33. T2* empfindlich auf Eisenablagerung 34,35, die sich auf Krankheitsdauer, Aktivität und Schweregrad beziehen kann36,37,38. Es wurde auch berichtet, dassT2* Gehirngewebeveränderungen bei Patienten mit geringfügigen Defiziten und früher MS widerspiegelt und somit zu einem Instrument zur Beurteilung der Entwicklung von MS bereits in einem frühen Stadium werden kann39,40.

Verbesserungen in der MRT-Technologie versprechen, Veränderungen im ZNS von MS-Patienten besser zu identifizieren und Ärzten einen besseren Leitfaden zur Verbesserung der Genauigkeit und Geschwindigkeit einer MS-Diagnose zu geben11. Ultrahochfeld-MRT (UHF, B0≥7,0 T) profitiert von einer Erhöhung des Signal-Rausch-Verhältnisses (SNR), die in verbesserte räumliche oder zeitliche Auflösungen investiert werden kann, beides der Schlüssel zu überlegener Bildgebung für genauere und definitivere Diagnosen41,42. Übertragungsfeld (B1+)Inhomogenitäten, die ein nachteiliges Attribut der 1H-Hochfrequenz sind, die bei ultrahohen Magnetfeldern verwendet wird43, würden von der Mehrkanalübertragung unter Verwendung von RF-Spulen mit paralleler Übertragung (pTx) und HF-Impulsdesignansätzen profitieren, diedieB1+ -Homogenität verbessern und somit eine gleichmäßige Abdeckung des Gehirns ermöglichen44.

Mit dem Aufkommen der 7,0-T-MRT haben wir mehr Einblick in demyelinisierende Erkrankungen wie MS in Bezug auf eine erhöhte Sensitivität und Spezifität der Läsionserkennung, die Identifizierung zentraler Venenzeichen, die Leptomeningealverstärkung und sogar in Bezug auf metabolische Veränderungenerhalten 45. Aus histopathologischen Studien wurde seit langem gezeigt, dass sich MS-Läsionen um Venen und Venolen bilden46. Die perivenöse Verteilung der Läsionen (zentrales Venenzeichen) kann mitT2* gewichteten MRT46,47,48 bei 3,0 T oder 1,5 T identifiziert werden, kann aber am besten mit UHF-MRT bei 7,0 T49,50 ,51,52identifiziert werden. Abgesehen vom zentralen Venenzeichen hat die UHF-MRT bei 7,0 T MS-spezifische Marker wie Hypointense-Randstrukturen und Differenzierung von MS-Läsionen der grauen Substanz53,54,55,56verbessert oder aufgedeckt . Eine bessere Abgrenzung dieser Marker mit UHF-MRT verspricht, einige der Herausforderungen der Differenzierung von MS-Läsionen von denen zu überwinden, die bei anderen neuroinflammatorischen Erkrankungen wie dem Susac-Syndrom53 und der Neuromyelitis optica54auftreten, und gleichzeitig gemeinsame pathogenetische Mechanismen bei anderen Erkrankungen oder Varianten von MS wie balós konzentrischer Sklerose57,58zu identifizieren.

Dieser Artikel erkennt die Herausforderungen und Chancen der UHF-MRT für den Nachweis und die Differenzierung von MS-Läsionen und beschreibt unseren aktuellen technischen Ansatz zur Untersuchung zerebraler Läsionen der weißen und grauen Substanz bei MS-Patienten bei 7,0 T mit verschiedenen bildgebenden Verfahren. Das aktuelle Protokoll umfasst die Vorbereitung des MR-Setups einschließlich der auf die UHF-MR zugeschnittenen Hochfrequenzspulen (RF), standardisierte Screening-, Sicherheits- und Interviewverfahren mit MS-Patienten, die Patientenpositionierung im MR-Scanner und die Erfassung von Gehirnscans für MS. Der Artikel soll Bildgebungsexperten, Grundlagenforscher, klinische Wissenschaftler, translationale Forscher und Technologen mit allen Erfahrungsstufen und Fachkenntnissen, von Auszubildenden über fortgeschrittene Anwender bis hin zu Anwendungsexperten, in das Gebiet der UHF-MRT bei MS-Patienten führen, mit dem Ziel, Technologieentwicklung und klinische Anwendung über disziplinäre Bereiche hinweg synergetisch zu verbinden.

Protokoll

Dieses Protokoll ist für Studien bestimmt, die von der Ethikkommission der Charité - Universitätsmedizin Berlin (Zulassungsnummer: EA1/222/17, 08.01.2018) und der Abteilung Datenschutz und Corporate Governance der Charité - Universitätsmedizin Berlin genehmigt wurden. Die Einwilligung nach Aufklärung wurde von allen Probanden eingeholt, bevor sie in die Studie aufgenommen wurden.

1. Themen

HINWEIS: Die Rekrutierung von MS-Patienten erfolgt in der Regel wenige Tage bis zu einigen Wochen vor den MR-Untersuchungen bei 7,0 T.

  1. Rekrutierung von MS-Patienten durch Neurologen aus der Ambulanz anhand von Einschlusskriterien (je nach neuroimmunologischer Fragestellung) und Ausschlusskriterien (u.a. implantierbare Medizinprodukte wie Insulinpumpen oder Herzschrittmacher oder Schwangerschaft).
  2. Geben Sie MS-Patienten während des ambulanten Besuchs eine kurze Zusammenfassung der MR-Untersuchung bei 7,0 T sowie eine Erläuterung der Sicherheitsmaßnahmen im Zusammenhang mit einer 7,0 T MR-Untersuchung.
    1. Während Vorsichtsmaßnahmen, insbesondere bei 7,0 T, ergriffen und eine Liste von Kontraindikationen (z. B. Tabelle 1) allen zur Verfügung gestellt werden sollte, sollten Sie sich über neue Erkenntnisse in Sicherheitsüberlegungen und Entscheidungsprozesse, insbesondere mit der breiten Palette verfügbarer Implantate, aus zuverlässigen Literaturquellen gut informieren59,60,61,62,63 . Die International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) und die Society for MR Radiographers, Technologists (SMRT) bieten Sicherheitsleitfäden zu MR-Sicherheitsstrategien und -standards für Implantate und Geräte 64.
    2. Informieren Sie sich gemeinsam mit dem Gesundheits-, Sicherheitsbeauftragten und dem medizinischen Personal gut über mögliche Gefahren, Vorsichtsmaßnahmen und Lösungen. Die Art der lokalen HF-Spule, die für die Untersuchung verwendet wird, ist ein Schlüsselfaktor, ebenso wie die Position und art desImplantats 59.
    3. Führen Sie eine Risiko-Nutzen-Bewertung durch, die den lokalen ethischen Überlegungen63 bei Probanden mit Implantaten, Geräten oder Tätowierungen entspricht, und berücksichtigen Sie die Gewinne, die verloren gehen, wenn die Einschränkungen zu konservativ sind.
  3. Geben Sie den Probanden eine Woche vor den MR-Untersuchungen einen Termin für die Untersuchung am MRT-Scanner 7,0 T. Kontaktieren Sie Patienten mit Mobilitätsproblemen oder Besucher aus einer anderen Stadt früher. Geben Sie den Probanden parallel zur Terminvergabe wichtige Informationen per E-Mail: Dazu gehören Einverständniserklärungen und -formulare sowie Sicherheitsinformationen einschließlich einer Liste von Kontraindikationen (Tabelle 1). Dies dient der Vorbereitung auf die in den Schritten 1.9 bis 1.14 behandelte Diskussion.
  4. Sobald sie das Subjekt in das UHF-MR-Gebäude oder die UHF-MR-Einheit aufgenommen und die Identifizierung bestätigt haben, beurteilen Sie ihr Bewusstsein für die potenziellen Gefahren im Zusammenhang mit den UHF-Magnetfeldern. Besondere Aufmerksamkeit ist bei passiv leitenden Implantaten und bei implantierbaren Medizinprodukten (z.B. Herzschrittmacher und Insulinpumpen) geboten.
  5. Fordern Sie jeden Probanden auf, ein Bestätigungsformular in Bezug auf die Sicherheitsanforderungen auszufüllen, um in die 5-Gauß-Zone (0,5 mT) einzutreten, die als "sicheres" Niveau der statischen Magnetfeldexposition für die breite Öffentlichkeit gilt. Diese Sicherheitszone um den Umfang des Hauptmagneten des MR-Scanners wird durch den Abstand angegeben, bei dem das magnetische Streufeld 5 Gauss entspricht. Die 5-Gauß-Linie wird häufig auf dem Boden hervorgehoben. Aufgrund der großen Reichweite des magnetischen Streufeldes eines passiv abgeschirmten 7,0-T-MRT-Scanners in unserem Fall verwenden Sie die Außenwände des Gebäudes, um die Sicherheitszone anstelle der 5-Gauß-Linie anzugeben.
    HINWEIS: Zum Zeitpunkt dieser Aufzeichnung befand sich die Welt in der Coronavirus-Pandemie 2020 und jedes Subjekt musste die entsprechenden Richtlinien befolgen, zu denen die Abstandsregel von 1,5 m, Mund- und Nasenschutz sowie Händedesinfektion gehörten.
  6. Informieren Sie die Probanden über die Verfügbarkeit von Schließfächern in der Nähe des Eingangs des MR-Gebäudes, wo sie ihre Wertsachen sicher abstapeln können. Informieren Sie die Probanden darüber, dass einige ihrer persönlichen Gegenstände (mechanische Uhren, Bankkarten mit Magnetstreifen) ein potenzielles Sicherheitsrisiko darstellen und / oder beschädigt werden können, wenn sie sich nach einer bestimmten Zeit in der Nähe der Magnete befinden.
  7. Begleiten Sie das Subjekt in den Vorbereitungsraum, wo das Subjekt vom Arzt, Neurologen oder Studienkrankenschwester untersucht wird.
  8. Abfrage zum Gesundheitszustand und zur Einnahme von Medikamenten. Dokument innerhalb des Fallberichtsformulars (CRF).
  9. Erkundigen Sie sich vor allen Ermittlungsmaßnahmen nach möglichen MRT-Kontraindikationen (Schwangerschaft, alle möglichen früheren Operationen mit potenziellen Fremdkörpern, frühere Verletzungen mit metallischen Gegenständen, Piercings, Tätowierungen, Hörgeräte, Klaustrophobie, Muskel-Skelett-Probleme, passiv oder aktiv durchführende Implantate einschließlich Zahnimplantate, medizinprodukte wie Herzschrittmacher und Insulinpumpen).
  10. Besprechen Sie Details über den Hintergrund und die Ziele der Studie (Informationen werden vorab per E-Mail gesendet). Falls relevant, geben Sie Informationen zu Studienquellen an (z. B. ob die Studie von Prüfärzten initiiert, von der Industrie initiiert oder von der Industrie gesponsert wird). Staatliche institutionelle Verbindungen und potenzielle Interessenkonflikte. Das Subjekt muss in der Lage sein, den Zweck des Studiums und seine Implikationen zu verstehen. Das Subjekt hat das Recht, auf Anfrage Zugang zu seinen eigenen Daten zu erhalten. Ein Jahr nach Abschluss der Studie wird ein Bericht oder eine Publikation frei verfügbar sein.
  11. Besprechen Sie Datenschutz- und versicherungsbezogene Informationen. Alle Daten werden vor Beginn der Studie pseudonymisiert. Erfassen Sie personenbezogene Daten (einschließlich Name, Geburtsdatum, Adressen, Kontaktnummern und Pseudonymisierungs-ID) in einer Identifikationsliste innerhalb der Investigator Site File (ISF) und sperren Sie sie in einem speziellen Schrank.
    1. Bewahren Sie Daten für einen Zeitraum von maximal 10 Jahren auf. Nur autorisierte Personen, die in der Ethikgenehmigung der Studie definiert sind, haben passwortgeschützten Zugriff auf die Daten. Versicherungsbezogene Informationen umfassen Vorkehrungen für die Behandlung und/oder Entschädigung im Falle eines Schadens aufgrund der Teilnahme an der Studie. Diese Informationen werden vorab per E-Mail gesendet.
  12. Skizzieren Sie die medizinischen Parametermessungen der Studie (z. B. Blutdruck, Herzfrequenz, Körpergewicht, Körpergröße, Körpertemperatur, Schwangerschaftstest bei gebärfähigen weiblichen Probanden). Diese Informationen werden auch vorab per E-Mail gesendet.
  13. Skizzieren Sie die MRT-Untersuchung. Informieren Sie jedes Subjekt über mögliche Vorteile, aber auch mögliche Risiken einer MRT-Untersuchung am UHF-Magnetfeld, bevor Sie die MRT-Sicherheitszone betreten. Diese Informationen werden auch vorab per E-Mail gesendet.
  14. Stellen Sie ethische Integrität sicher, bestätigen Sie, dass die Studie von der Ethikkommission genehmigt wurde, und beruhigen Sie die Patienten in Bezug auf die Studienteilnahme. Informieren Sie den Probanden, dass die Teilnahme an der Prüfung freiwillig ist und dass er die Prüfung jederzeit ohne zusätzliche Begründung oder negative Folgen abbrechen kann.
  15. Einholung der Einwilligung nach Aufklärung, sowohl mündlich als auch schriftlich.
  16. Nach der Einwilligung wird dem Betroffenen eine pseudonymisierte ID zugeordnet und alle Daten werden unter diesem Pseudonym erfasst und gespeichert.

2. MR-Setup-Vorbereitung

HINWEIS: Folgendes wird durchgeführt, bevor das Subjekt im UHF-MR-Gebäude ankommt.

  1. Schalten Sie die MR-Erfassungssoftware ein. Der Magnet ist immer eingeschaltet.
    1. Bei einigen Scannern (z.B. das Siemens MR-System, mit dem die repräsentativen Ergebnisse in diesem Protokoll erfasst werden) initiiert eine Schaltbox im Bedienerraum (Abbildung 1) das MR-System (Gradienten und Software): Drehen Sie die Taste im Uhrzeigersinn, drücken Sie die blaue System on-Taste, um die Software zu starten (syngo). Auf dem Scanner-PC wird ein Fenster angezeigt, in dem eine Kennwortbestätigung erforderlich ist.
  2. Schließen Sie eine HF-Spule für die Steuer-MRT an das MR-System an. Bei einem Siemens 7.0 T ist dies typischerweise eine 1-Kanal zirkular polarisierte (CP) Sendespule (1Tx (CP)), 24-Kanal Empfangs- (24Rx)HF-Spule (Abbildung 2)oder alternativ eine 1Tx(CP)/32Rx HF-Spule. Diese HF-Spulen werden über 4 Stecker mit dem Patiententisch (beschriftet X1 - X4) verbunden.
    HINWEIS: Bei einem MrT-System von Philips oder General Electric (GE) 7.0 T wäre eine typische Kopfspule eine 2Tx (CP) / 32Rx-HF-Spule. Diese HF-Spule wird über 3 Stecker und Schnittstellenboxen mit dem Patiententisch verbunden. Alle diese HF-Spulen erfordern keine patientenspezifische Abstimmung und Abstimmung.
  3. Verwenden Sie für kleine HF-Spulen Ohrstöpsel anstelle von Kopfhörern als Gehörschutz.
  4. Bereiten Sie das Patientenbett vor. Halten Sie Ohrstöpsel, weiche Kissen, Beinkissen, Decke und Bettdecke in der Nähe des MR-Scanners bereit.
  5. Das Patientenbett sollte in der einziehbaren Position für das Subjekt bereit sein.

3. Themenvorbereitung

  1. Führen Sie das Subjekt in den Umkleideraum und bitten Sie das Subjekt, sich in Peelings zu verwandeln. Es darf nur Metallfreie und frei von hochfrequenten Identifikationschips getragen werden. Stellen Sie noch einmal sicher, dass alle metallischen Gegenstände wie Brillen, Schmuck, Mobiltelefone nicht in den 7.0 T MR-Bediener- und Scannerraum gelangen.
  2. Durchführung aller in Schritt 1.11 genannten vorbereitenden Maßnahmen.
  3. Bitten Sie die Probanden, ihre Blase vor den MR-Messungen zu entleeren. Führen Sie Schwangerschaftstests bei weiblichen Probanden im gebärfähigen Alter durch.
  4. Begleiten Sie den Freiwilligen über den Bedienerraum in den 7,0 T MRT-Scannerraum. Bevor Sie den 7,0 T MRT-Scannerraum betreten, stellen Sie noch einmal sicher, dass keine metallischen Gegenstände vorhanden sind.
  5. Gehen Sie langsam zum 7,0 T Untersuchungstisch. Passiv abgeschirmte Magnete haben eine größere Größe des magnetischen Randfeldes als aktiv abgeschirmte. Kleine eisenhaltige Objekte könnten bereits an der Tür des Raumes, die einen passiv abgeschirmten Magneten enthält, Anziehungskräfte/-momente erfahren.
  6. Bitten Sie das Subjekt, sich auf den Tisch zu legen und es ihm so bequem wie möglich zu machen. Bieten Sie kleine Kopf- und Arm-Komfortkissen sowie ein Beinkissen sowie eine Decke an, um zu vermeiden, dass das Motiv kalt wird.
  7. Schließen Sie ein MRT-sicheres Pulsoximeter an das Subjekt an, um die Sauerstoffsättigung (SpO2),die Herzfrequenzmessungen und die Vitalfunktionen des Probanden während des MRT-Verfahrens zu überwachen.
  8. Stellen Sie Ohrstöpsel und einen Handquetschball (Alarm) zur Verfügung, der während der MR-Untersuchung im Notfall verwendet werden kann. Bitten Sie das Subjekt, den Squeeze-Ball zu drücken, um zu bestätigen, dass er ordnungsgemäß funktioniert.
  9. Weisen Sie das Subjekt an, sich näher an die HF-Kopfspule zu bewegen (Abbildung 2). Verschieben Sie den TX-Teil und den oberen RX-Spulenteil der HF-Spule in Richtung Serviceende, um den Kopf des Subjekts zu positionieren (Abbildung 2). Schalten Sie das Isozentriergerät ein.
    1. Verwenden Sie in einigen MR-Scannern (z. B. Siemens- und GE-MR-Systeme) einen Laser. Bewegen Sie den Motivtisch sehr langsam, so dass die Laserpositionierung vollständig mit dem Markierungskreuz auf der Oberseite der HF-Spule ausgerichtet ist. Speichern Sie diese Position. Bitten Sie das Subjekt während der Laserpositionierung, die Augen zu schließen. Andere UHF-MR-Anbieter verfügen über andere Systeme zur Positionierung. Stellen Sie in jedem Fall sicher, dass die Markierung auf der HF-Spule auf die Isozentriervorrichtung ausgerichtet ist.
  10. Stellen Sie sicher, dass der Kopf sorgfältig positioniert ist und stellen Sie sicher, dass sich das Motiv wohl fühlt.
  11. Verschieben Sie die Motivtabelle sehr langsam in das Isozentrum des MR-Scanners. Bei 7,0 T ist es besonders wichtig, den Tisch langsam zu bewegen, um Nebenwirkungen wie metallischen Geschmack, Schwindel, Schwindel, die durch Induktionsströme65 , 66,67verursachtwerden,zu vermeiden und zu reduzieren . Um diese Anforderung zu erfüllen, stellen Sie das Geschwindigkeitsprofil der Tischbewegung bei einigen Anbietern auf B0*(grad(B0)) ein. Es wird empfohlen, die Bewegung des Patiententisches niedriger als 0,66 T/s 67einzustellen.
  12. Kommunizieren Sie mit dem Subjekt, während Sie den Tisch fahren, und erklären Sie, dass mögliche Nebenwirkungen verschwinden, sobald der Tisch zum Stillstand kommt. Das Subjekt könnte sich immer noch schwindlig fühlen oder einen metallischen Geschmack verspüren, wenn es den Tisch in Richtung der Mitte des Magneten bewegt. Nach unserer Erfahrung sind diese Effekte gering und vollständig reversibel67,68.
  13. Bevor Sie den Scannerraum verlassen, stellen Sie sicher, dass sich das Subjekt wohl fühlt und bereit ist, mit der MR-Untersuchung zu beginnen.
  14. Verwenden Sie die Gegensprechanlage, um die ordnungsgemäße Kommunikation mit dem Subjekt nach dem Verlassen des Scannerraums zu überprüfen. Der Proband kann sich jederzeit an das Studienpersonal wenden.
  15. Überwachen Sie weiterhin den Zustand des Probanden und überprüfen Sie, ob sich das Subjekt während der gesamten Untersuchung, einschließlich aller nächsten Schritte bis zum Ende der Studie, noch wohl fühlt.

4. Datenerfassung

HINWEIS: Im Folgenden können einige der Verweise auf Benutzeroberflächenaktionen oder bestimmte Scanverfahren nur für ein bestimmtes MR-System (7.0T Magnetom, Siemens healthineers, Erlangen, Deutschland) gültig sein. Die Befehle und Verfahren variieren je nach Anbieter und Softwareversion. Das folgende Protokoll folgt den Richtlinien der Magnetic Resonance Imaging in MS Group (MAGNIMS) in Europa18,19 und des Consortium of Multiple Sclerosis Centers (CMSC) in Nordamerika20 für die Diagnose, Prognose und Überwachung von MS-Patienten.

  1. Geben Sie die erforderlichen Studien- und Probandendetails ein (Projektnummer, pseudonymisierte ID, Geburtsdatum, Größe, Gewicht, Probandenposition (d. h. Kopf- und Rückenlage), Name des Prüfarztes). Die Schritte variieren zwischen 7,0 T MR-Systemen verschiedener Hersteller. Stellen Sie in allen Fällen sicher, dass das richtige Studienprotokoll geladen ist.
    1. Bei Siemens-Scannern klicken Sie auf die obere Leiste des Displays (Patient | Registrierung) in der syngo-Software. Geben Sie Die Patienteninformationen ein, wählen Sie das Studienprotokoll aus und klicken Sie auf Prüfung. Das ausgewählte Studienprotokoll wird geladen und das Untersuchungsfenster öffnet sich. Auf der rechten Seite dieses Fensters werden alle gespeicherten Bildgebungssequenzen für das ausgewählte Studienprotokoll angezeigt.
  2. Führen Sie Bildgebungssequenzen in der Reihenfolge aus, die innerhalb des ausgewählten Studienprotokolls angegeben ist. Die Parameter für diese Bildgebungssequenzen sollten vor Patientenuntersuchungen geplant und gemäß den obigen CMSC- und MAGNIMS-Richtlinien für die Diagnose18 sowie Prognose und Überwachung von MS-Patienten19gespeichert werden.
  3. Anpassungen und Scout-Bilder
    1. Führen Sie vor der Datenerfassung der MS-Untersuchung die notwendigen Anpassungen mit der Localizer-Sequenz (auch Als Scout-Sequenz bezeichnet) durch. Dies ist in der Regel eine GradientEnechosequenz (GRE) und enthält die Anpassungsprotokolle, die vor dem Scannen durchgeführt werden müssen.
      HINWEIS: Zu den Anpassungen gehört eine Korrektur (Shimming) des inhomogenen statischen magnetischen (B0)Feldes. B 0-Inhomogenitäten treten aufgrund des großen Magneten und aufgrund von Anfälligkeiten im Körper (z.B. Luft, Knochen, Blut) und deren Verteilung auf. Inhomogenitäten erweitern die Häufigkeitsverteilung der Spins und können auch eine signifikante Intravoxel-Dephasierung verursachen; Dies ist bei HF-refokussierten (Spin-Echo)-Sequenzen kein Problem, kann aber die Signalamplitude in den meisten der folgenden Sequenzen, insbesondere bei den T2*-gewichteten Aufnahmen, erheblich reduzieren. Anpassungen erfolgen automatisch an klinischen MR-Scannern (Geräte mit Feldstärken B0≤7,0 T). Bei einigen Scannern (z.B. Siemens 7.0 T MR-Scannern) werden Anpassungen in der Regel aktiv vom Bediener gestartet. Einzelheiten zur Auswahl und Bedienung von Sequenzen finden Sie in der für die Systemkonfiguration spezifischen Bedienungsanleitung.
    2. Wählen Sie den Localizer aus. Markieren Sie bei Siemens-Scannern die Sequenz auf der rechten Seite des Fensters und klicken Sie auf den Pfeil nach links, um die Sequenz auf die linke Seite des Fensters zu verschieben, um sie innerhalb des Workflows in eine Warteschlange zu stellen. Stellen Sie sicher, dass alle Kanäle für die verwendete HF-Spule ausgewählt sind. Die Localizer-Sequenz ist auch wichtig für die Planung der Ausrichtung der Imaging-Slices in den nachfolgenden Sequenzen. Zu diesem Zeitpunkt ist kein Bild verfügbar, so dass die Einstelllautstärke nicht geändert werden kann.
    3. Führen Sie die für das jeweilige MR-System erforderlichen Einstellungen durch (siehe Bedienungsanleitung). Bei Siemens-Scannern umfasst dies Frequenz- und Senderanpassungen zur Einstellung der Grundfrequenz und der Spannung, die für die verwendete HF-Spulen- und Verstärkerleistung erforderlich sind, sowie 3D-Shimming zur Korrektur der Inhomogenität des statischen Magnetfeldes (Abbildung 3):
    4. Wählen Sie Optionen | Anpassungen. Registerkarten für Frequenz, Sender, 3D Shim und andere werden in der unteren Leiste des Fensters angezeigt. Wählen Sie unter Frequenz dieOption Gehe zu, bis die Grundfrequenz zentriert ist und Ja angezeigt wird. Stellen Sie unter Senderdie Spannung entsprechend der verwendeten HF-Spule und Verstärkerleistung ein (für die 24-Kanal-Empfangs-Rx-HF-Kopfspule verwenden wir 300 V) und Wenden Sie an.
    5. Wählen Sie unter 3D Shim die Option Messen aus, und wenn die B0-Zuordnung generiert wird, drücken Sie Berechnen, um die Shim-Werte abzurufen. Wiederholen Sie die Frequenz- und 3D-Shim-Einstellungen mindestens zweimal, bis die Shim-Werte mit den vorherigen übereinstimmen. Drücken Sie auf Übernehmen und schließen. Führen Sie bei Philips und GE 7.0 T Scannern vor jeder Sequenz Anpassungen im Hintergrund durch (für die Einstellungssteuerung ist eine Rückmeldung des Bedieners erforderlich).
    6. Führen Sie die Localizer-Sequenz in 3 Ausrichtungen aus. Sequenzparameter: Erfassungszeit (TA) = 160 ms. Da noch kein Bild verfügbar ist, stellen Sie die Position im Isozentrum ein, Rotation = 0 °. Weitere Parameter: Matrix = 256×256, Sichtfeld = 250 mm, Schichtdicke = 7,0 mm, Schichtspalt = 7,0 mm (100 %), TR = 7,0 ms, TE = 3,03 ms, Mittelwerte (Durchschnitt) = 1, Flip-Winkel (FA) = 2 °, keine Fett- oder Wasserunterdrückung. Slice-Gruppe 1 (sagittale Orientierung, Phasenkodierungsrichtung A>P), Slice-Gruppe 2 (transversale Orientierung, Phasenkodierung (PE) Richtung A>P), Slice-Gruppe 3 (koronale Ausrichtung, Phasenkodierungsrichtung R>L). Für alle Slice-Gruppen werden drei Slices erworben. Zu diesem Zeitpunkt werden keine Änderungen an der Geometrie vorgenommen.
    7. Erwerben Sie die Scout-Bilder.
    8. Überprüfen Sie anhand der MR-Bilder des Localizers, ob die Einstelllautstärke korrekt eingestellt wurde. Richten Sie die Einstelllautstärke am Sichtfeld und zentral am Kopf des Motivs aus. Wenn sie nicht ausgerichtet sind, richten Sie sie richtig aus und führen Sie die Anpassungen erneut durch.
    9. Wichtig: Jedes Mal, wenn die Einstelllautstärke oder die Anzahl der verwendeten HF-Kanäle geändert wird, führen Sie die Anpassungen erneut durch.
      1. Vermeiden Sie dies auf Siemens-Systemen, indem Sie die Einstelllautstärke aus dem letzten Localizer kopieren, bei dem die Einstelllautstärke korrekt eingestellt wurde: Wählen Sie den letzten Scan mit der richtigen Einstellung aus, klicken Sie mit der rechten Maustaste auf Parameter kopierenund wählen Sie im geöffneten Fenster Lautstärke anpassen. Zu den Umständen, in denen weitere Anpassungen erforderlich sind, gehören spezielle Bildgebungssequenzen, die intensivere Shimming-Techniken erfordern (z. B. Echoplanare Bildgebung (EPI)).
  4. Erfassung dedizierter MR-Bildgebungssequenzen
    1. Für die Untersuchung der MS-Pathologie existieren mehrere Sequenzen mit unterschiedlichen Kontrasten(T1,T2 ,T2*, Phase, QSM, Diffusion) (Abbildung 11). Diejenigen, die für die klinischen Bedürfnisse oder Forschungsfragen am besten geeignet sind, können innerhalb von Studienprotokollen auf dem MR-System ausgewählt und organisiert werden, um sie während der spezifischen relevanten Forschungsprojekte oder klinischen Studien zu verwenden. Es gibt mehrere praktische Leitfäden und Übersichtsarbeiten zur Untersuchung, Erkennung und Definition von Multiple-Sklerose-Läsionen in MRT 8,50,69. Jedes MR-System verfügt über unterschiedliche Betriebsabläufe und eine Benutzeroberfläche zum Erfassen der dedizierten MR-Sequenzen (Abbildung 4). Auf Siemens-Systemen können Sie die Liste der MR-Methoden (Sequenzen) rechts für jedes Studienprotokoll und jede Warteschlange in der Sequenzliste des Untersuchungsfensters (links) anzeigen. Im Folgenden finden Sie einige Sequenzen, die wir auf einem Siemens 7.0 T MR-Scanner verwenden, um die MS-Pathologie zu untersuchen. Stellen Sie bei der Planung von Sequenzpositionen sicher, dass Sie anpassungen wiederholen, wenn dies erforderlich ist.
  5. Magnetisierung vorbereitet - RApid Acquisition Gradient Echo (MPRAGE)
    1. MPRAGE ist eine T1-gewichtete3D sagittale Inversions-Recovery-vorbereitete Spoiled-GRE-Sequenz für hohe räumliche Auflösung undT1-Kontrast. Sein Zweck ist typischerweise anatomisch, und es ist nützlich, den Volumenverlust bei MS70zu beurteilen. Es wurde erstmals bei MS-Patienten angewendet, um den Nachweis von kontrastverstärkten Läsionen (CELs) zu verbessern71. MPRAGE bietet auch ohne Kontrastmittel72einen hervorragendenT1-abhängigenKontrast zwischen grauer Substanz (GM), weißer Substanz (WM) und Liquor cerebrospinalis (CSF). In Kombination mit einerT2-gewichtetenSequenz wie FLAIR (siehe unten) handelt es sich um eine weit verbreiteteT1-gewichteteTechnik in multimodalen Segmentierungsansätzen und voxelbasierter Morphometrie73. Die Erkennung und Klassifizierung kortikaler MS-Läsionen mit MPRAGE wird durch die bessere parallele Bildgebungsleistung und die Erhöhung der SNR- und räumlichen Auflösung bei 7,0 T 74erheblich verbessert.
    2. Verwenden Sie die folgenden MPRAGE-Sequenzparameter: TA = 5 min 3 s, 3D-Modus, isotrope Auflösung = [1,0×1,0×1,0]mm³, Matrix = 256×256×256, FOV = 256 mm, sagittale Orientierung, PE-Richtung A>P, Scheiben pro Platte = 192, Schichtdicke = 1,0 mm, Slice-Spalt = 0,5 mm, TR = 2300 ms, TE = 2,98 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, verkettungen = 1, kein Filter, Inversions-Recovery-Evolutionszeit TI = 900 ms, FA = 5 °, keine Fett- oder Wasserunterdrückung, Basenauflösung = 256, parallele Bildgebung mit GRAPPA, AFPE = 2 (Abbildung 4A).
    3. Erwerben Sie in sagittaler Orientierung, die in Ausrichtung mit der interhemisphärischen Fissur ist. Da es sich bei MPRAGE um eine 3D-Sequenz handelt, können die Bilder am Ende der Studie noch auf dem Baseline-Scan registriert werden.
  6. Magnetization-Prepared 2 - Rapid Acquisition Gradient Echo (MP2RAGE)
    1. Dies ist eine T1-gewichtete3D-Sequenz mit simultaner T1-Kartierung; eine von zwei Inversionskontrast-Magnetisierungen vorbereitete schnelle Gradientenechosequenz für robuste Messungen des Läsionsvolumens der weißen Substanz75. Die MP2RAGE-Sequenz erzeugt Bilder mit unterschiedlichen Kontrasten, z.B. zwei Gradienten-Echobilder mit unterschiedlichen Inversionszeiten und Flip-Winkeln, ein T1w-Bild ohne verrauschten Hintergrund und eineT1-Karte. Die quantitative T1-Kartierung liefert weitere diagnostische Informationen bei MS-Patienten, um Läsionssubtypen besser zu unterscheiden und ein schnelleres Staging der Krankheitsaktivität zu ermöglichen76. Kürzlich wurde gezeigt, dass MP2RAGE die Visualisierung subpialer intrakortikaler Läsionen verbessert (Abbildung 13A)77, die mit einer Meningealentzündung bei MS78 assoziiert sind und selbst bei höheren Feldstärken und fortschrittlichen Methoden weitgehend schwer zu erkennen sind. Der Open-Source-MP2RAGE-Code ist beim Entwickler verfügbar: https://:github.com/JosePMarques/MP2RAGE-related-scripts
    2. Verwenden Sie die folgenden MP2RAGE-Sequenzparameter: TA = 11 min 37 s, 3D-Dimension, Sagittalorientierung, PE-Richtung A>P, räumliche Auflösung = [1,01,0]mm², Matrix = 256×256, Sichtfeld = 256 mm, Sichtfeldphase = 93,75 %, Brammen = 1, Scheiben pro Platte = 176, Schichtdicke = 1,0 mm, Schnittloch = 0,5 mm, TR = 5000 ms, TE = 3,18 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, TI 1 = 700 ms, TI 2 = 2500 ms, FA 1 = 4°, FA 2 = 5°, keine Fett- oder Wasserunterdrückung, Basisauflösung = 320, parallele Bildgebung mit GRAPPA, AFPE = 3 (Abbildung 5).
    3. Führen Sie den MP2RAGE mit der gleichen Ausrichtung und Positionierung wie den MPRAGE aus.
  7. Flüssigkeitsabgeschwächte Inversionsrückgewinnung (FLAIR)
    1. FLAIR ist eine 3D-Sequenz, dieT2-gewichteteflüssigkeitsabgeschwächte Inversionsrückgewinnung (FLAIR) mit CSF-Signalunterdrückung verwendet, um die Ausbreitung neuer MS-Läsionen im Laufe der Zeit zu bewerten(auf Siemens-Scannern wird sie in Verbindung mit SPACE (Sampling Perfection with Application-optimized Contrasts using different flip angle Evolutions, imaging module ). Zu den Vorteilen dieser Sequenz gehören eine hohe isotrope Auflösung, ein niedriger SAR, eine parallele Bildgebungsmöglichkeit, eine CSF-Unterdrückung und damit eine bessere Erkennung von Läsionen an den Parenchymgrenzen des Gehirns. FLAIR ist besonders vorteilhaft, um kortikale Läsionen (Abbildung 13B)79 und leptomeningeale Verbesserungen (LME) postkontrast in MS-Gehirnen zu identifizieren80. Interessanterweise war der Nachweis von LME bei MS-Patienten bei 1,5 T bei Verwendung von FLAIR CUBE (Bildgebungsmodul für GE MR-Systeme) signifikant höher als bei FLAIR SPACE (Siemens)81. 3D FLAIR SPACE erwies sich als attraktiveT2-gewichteteSequenz, die die obigeT1-gewichteteMP2RAGE-Sequenz für den Läsionsnachweis bei MS-Patientenergänzt 76. Typischerweise werden beide Sequenzen mit Querschnittsläsionssegmentierungen zusammen registriert, um gemeinsame MS-Läsionskarten82 zuerstellen. Kürzlich stellte FLAIR (auf einem 3,0 T Philips MR-System) fest, dass Patienten mit Susac-Syndrom signifikant häufiger an LME litten als MS-Patienten83.
    2. Verwenden Sie die folgenden FLAIR-Sequenzparameter: TA = 6 min 16 s, 3D-Modell, Sagittalorientierung, PE-Richtung A>P, isotrope Auflösung = [0,8×0,8×0,8]mm³, Matrix = 320×320×320, FOV = 256 mm, Brammen = 1, Slice Oversampling = 18,2 %, Slice Oversampling = 176, FOV Phase = 87,5 %, Schichtdicke = 0,80 mm, TR = 8000 ms, TE = 398 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, Raw- und Bildfilter, TI = 2150 ms, keine Fett- oder Wasserunterdrückung, Beschleunigungsfaktor entlang der Phasenkodierungsrichtung AFPE = 4 (Abbildung 6).
    3. Führen Sie die Sequenz in sagittaler Ausrichtung aus, genau wie die MPRAGE- und MP2RAGE-Sequenzen.
    4. Erhöhen Sie die FOV-Phase in der Sequenzparameterzuordnung auf 100%, wenn sich die Nase außerhalb des gelben Rahmens befindet. Dadurch wird die TA auf 6 min 56 s geändert.
  8. Multi-Echo-Schnelle Low-Angle-Aufnahme (FLASH-ME)
    1. FLASH-ME ist eine 2D T2*-gewichtete GRE-Sequenz, die mehrere Echos mit unterschiedlichen Echozeiten erfasst. Eine ähnliche Sequenz wurde zuvor bei 7,0 T als quantitatives Werkzeug zur Schätzung vonT2* Relaxationsraten verwendet, um Muster der zytoarchitektonischen Organisation im gesamten Kortex in Gesundheitskontrollen zu untersuchen 84. In jüngerer Zeit wurde die quantitative T2*-Kartierung verwendet, um die Integrität des kortikalen Gewebes bei MS-Patienten zu untersuchen, und es wurde gezeigt, dass kognitive Beeinträchtigungen mit einem T2*-Anstieg korrelieren, unabhängig von der kortikalen Dicke oder dem Vorhandensein von Läsionen85. Wenn nur die längste Echozeit verwendet wird, wird die Sequenz verwendet, um MS-Läsionen der weißen Substanz abzugrenzen, die um ein kleines venöses Gefäß zentriert sind (zentrales Venenzeichen, Abbildung 12),insbesondere diejenigen in der Nähe der Ventrikel (Abbildung 14a)42,55.
    2. Verwenden Sie die folgenden FLASH-ME-Sequenzparameter: TA = 12 min 10 s, 2D-Modus, transversale Ausrichtung, in Ebenenauflösung = [0,47×0,47]mm², Matrix = 512×512, Sichtfeld = 238 mm, Scheiben = 52, Schichtdicke = 2,0 mm, kein Schnittspalt, PE>Richtung R>L, TR = 1820 ms, TE1-8 = 4,08 ms, 7,14 ms, 10,20 ms, 13,26 ms, 16,32 ms, 19,37 ms, 22,43 ms, 25,49 ms (stellen Sie sicher, dass der Zuwachs in der Echozeit ein Vielfaches der Fett-Wasser-Verschiebung von 3,5 ppm ist), Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, FA = 35 °, keine Fettunterdrückung (Abbildung 7).
    3. Verwenden Sie die 3D-MPRAGE- und die koronalen, transversalen Localizer-Bilder, um die Geometrie des 2D-FLASH-ME-Scans zu planen.
    4. Stellen Sie das Sichtfeld und die Scheiben so ein, dass sich der gesamte Kopf in der Mitte befindet (siehe oben).
    5. Bewegen und neigen Sie das 2D FLASH-ME FOV mit dem Zoom- und Schwenkwerkzeug auf den sagittalen MPRAGE-Bildern so, dass die untere Grenze des FOV (gelber Rahmen) mit der unteren Corpus callosum-Linie(Subcallosalebene)übereinstimmt.
    6. Bewegen Sie den gesamten Stapel nach der Winkelung, so dass die oberste Schicht mit der Schädelkalotte endet. Der Stapel bedeckt nicht das gesamte Gehirn. Größere Stacks erhöhen die Messzeit und führen magnetische Suszeptibilitätsartefakte der Nasen-Aural-Kavität ein.
    7. Ändern Sie das Einstellvolumen, wenn es nicht mehr am Geometrievolumen ausgerichtet ist. Bei Bedarf wiederholen Sie die Anpassungen (siehe oben).
  9. Suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung (SWI)
    1. Verwenden Sie für SWI Magnituden- und Phasendaten einer vollständig durchflusskompensierten 3D T2*-gewichteten GRE-Sequenz. Um den Suszeptibilitätskontrast zu verbessern, werden aus Phasendaten Gewichtungsmasken generiert und in SWI86mit Magnitudenbildern multipliziert. SWI verstärkt den Kontrast zwischen Venen und umgebendem Gewebe87und identifiziert auch Eisenablagerungen bei MS-Patienten88. Eine Ablagerung von eisenbeladenen Makrophagen tritt an den Rändern chronisch demyelinisierter MS-Läsionen89auf, und dies zeigt sich als hyperintenses Signal an der Läsionsgrenze auf denPhasenbildern 89,90 und ein vermindertes Signal (Hypointense-Rand) aufT2*-gewichteten Bildern, die mit SWI in vivo und post mortem91 nachbearbeitet wurden ( Abbildung14b ). Die 3D-Codierung ermöglicht kürzere TRs und niedrigere Flip-Winkel, wodurch die Abdeckung des gesamten Gehirns ermöglicht, die Erfassungszeit reduziert und die Empfindlichkeit gegenüber B1+ Feldstörungen verringertwird 92. Parallele Bildgebung reduziert auch die Erfassungszeit; Generalized Autocalibrating Partial Parallel Acquisition (GRAPPA) Parallel Imaging rekonstruiert Magnituden- und Phasenbilder für jeden Kanal und kombiniert sie zu den endgültigen Bildern93,94.
    2. Verwenden Sie die folgenden SWI-Sequenzparameter: TA = 9 min 26 s, 2D-Modus, räumliche Auflösung: [0,30,3]mm², Matrix = 768×768, Sichtfeldlesung = 256 mm, Sichtfeldphase = 68,75 %, Brammen = 1, Scheiben pro Platte = 120, Schichtdicke = 1,0 mm, Schnittspalt = 0,2 mm, starke Querorientierung, PE-Richtung R>L, TR = 30 ms, TE = 15,3 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, FA = 30 °, keine Fett- oder Wasserunterdrückung, Basisauflösung = 768, Phasenauflösung = 100 %, Slice-Auflösung = 100 %, Phase partieller Fourier = 6/8, Slice partieller Fourier = 6/8, parallele Bildgebung mit GRAPPA, AFPE = 2 (Abbildung 8).
    3. Erwerben Sie in transversaler Ausrichtung und führen Sie keine Angulation ein, da dies die Nachbearbeitung erschwert.
    4. Verschieben Sie die Schnittplatte in Schädelrichtung, so dass der oberste Rand mit der Schädelkalotte ausgerichtet ist. Verschieben Sie die Platte in ventraler oder dorsaler Richtung, so dass sich das Gehirn vollständig in der Mitte des Sichtfeldes befindet.
  10. Quantitatives Suszeptibilitäts-Mapping (QSM)
    1. Verwenden Sie für QSM eine 2D T2*-gewichtete GRE-Sequenz (mit sechs Echozeiten mit Flusskompensation für das erste Echo). QSM ist ein Nachfolger von SWI und die Idee dahinter ist es, eine Voxel-für-Voxel-Schätzung der Suszeptibilitätsverteilung95zu liefern. QSM verwendet Phasenbilder und erzeugt eine 3D-Suszeptibilitätsverteilung. Die Voxelintensität ist linear proportional zur scheinbaren magnetischen Anfälligkeit des darunter liegenden Gewebes. Bei der Untersuchung der MS-Pathologie liefert QSM wichtige Informationen über die Zusammensetzung und Mikrostruktur des Gewebes wie den Myelingehalt in der weißen Substanz und die Eisenablagerung in der grauen Substanz95. Die verschiedenen pathophysiologischen MS-Prozesse, die zu MR-messbaren Signalveränderungen beitragen, sind komplex, so dass eine Kombination verschiedener MR-Methoden vorteilhaft ist: Während QSM empfindlicher auf MS-bedingte Gewebeveränderungen reagiert, zeigt es auch einen additiven Effekt von Eisenakkumulation und Demyelinisierung (beide fördern die magnetische Suszeptibilität), dies steht im Gegensatz zumT2*-Mapping,bei dem beide pathophysiologischen Prozesse bei MS gegensätzliche Effekte ausüben: Die Demyelinisierung erhöht dieT2* -Rate, während die EisenablagerungT2*96verringert. QSM löst das räumliche Muster der magnetischen Suszeptibilität im Vergleich zu Phasenbildern genau auf und bildet somit sowohl Voll- als auch Randmuster der Anfälligkeit präziser und zuverlässiger ab97. Durch die Kombination von T2*-gewichteten Bildern mit SWI und QSM ist es auch möglich, Veränderungen des Eisengehalts in Läsionen während des Fortschreitens der Erkrankung bei MS zu untersuchen: Während nicht-eisenbeladene Läsionen in allen Sequenzen hyperintensant sind, sind eisenbeladene Läsionen hypointense in T2* und SWI, aber nicht QSM 98.
    2. Verwenden Sie die folgenden QSM-Sequenzparameter: TA = 7 min 43 s, 2D-Modus, Brammen = 1, PE-Richtung A>P, in Ebenenauflösung = [0,49×0,49]mm², Matrix = 448×448, Sichtfeld lesen = 220 mm, FOV-Phase = 90,6 %, Schichten pro Bramme = 96, Schichtdicke = 1,0 mm, Schichtübersammung = 8,3 %, TR = 36 ms, TE1-6 = 6,15 ms, 11,22 ms, 16,32 ms, 21,42 ms, 26,52 ms, 31,62 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, Bildfilter, FA = 30 °, keine Fett- oder Wasserunterdrückung, Basisauflösung = 448, Phase partieller Fourier = 6/8, Slice partieller Fourier = 6/8, parallele Bildgebung mit GRAPPA, AFPE = 2 (Abbildung 9).
    3. Bewegen und neigen Sie das Sichtfeld mit dem Zoom- und Schwenkwerkzeug auf den sagittalen MPRAGE-Bildern so, dass die untere Grenze des Sichtfelds (gelber Rahmen) mit der unteren Corpus-Callosum-Linie(Subcallosalebene)übereinstimmt.
    4. Bewegen Sie den Scheibenstapel kranial, so dass die oberste Schicht mit der Schädelkalotte ausgerichtet ist.
  11. Diffusionsgewichtete echoplanare Bildgebung (DW-EPI)
    1. Für die DW-Bildgebung verwenden Sie eine 2D-EPI-Sequenz mit 64 verschiedenen Diffusionskodierungsrichtungen bei b-Wert b = 0 s/mm2 und b = 1000 s/mm2. Die DW-Bildgebung erkennt diskrete Veränderungen in der Gewebemikrostruktur, einschließlich diffuser Neurodegeneration und Demyelinisierung bei NAWM im Frühstadium der MS, die bei der konventionellen MRT99,100häufig übersehen wird. Frühere Diffusionsstudien bei MS berichteten über eine erhöhte mittlere Diffusivität bei kortikalen Läsionen101. Eine neuere Studie bei 7,0 T ergab ähnliche Ergebnisse, aber auch eine niedrigere intrazelluläre Volumenfraktion bei MS im Frühstadium; Das intrazelluläre Kompartiment wurde von der isotropen Volumenfraktion (Ödem oder CSF) und dem extrazellulären Raum getrennt, indem ein Gewebemodell mit drei Kompartimenten an die DW-Bilder 102angepasst wurde. Eine Verringerung der intrazellulären Volumenfraktion wurde nicht nur bei kortikalen und WM-Läsionen, sondern auch bei der NAWM im Vergleich zur WM der Kontrollen102berichtet. Bei WM-Läsionen ging das reduzierte intrazelluläre Kompartiment mit einer erhöhten mittleren Diffusivität und fraktionierten Anisotropie einher, was auf Einedemyelinisierung und einen axonalen Verlusthinweist 102. DW-EPI wird häufig mit geometrischen Verzerrungen in Verbindung gebracht, die im aufgenommenen Bild als gestreckte oder komprimierte Pixel angezeigt werden. Um dies zu kompensieren, wurden Reversed-Phase-Gradienten-Ansätze eingeführt, bei denen die gleiche Schicht zweimal unter Verwendung der PE-Polaritäten (Opposite Phase Encoding) 103,104erfasst wird. Die entgegengesetzten räumlichen Verzerrungsmuster können ausgerichtet und die Bilder mitHilfe von Registrierungswerkzeugen kombiniert werden. Zur Verzerrungskorrektur wird das gleiche Bild mit einer umgekehrten PE-Richtung, jedoch ohne Diffusionsgewichtung aufgenommen, wodurch die Aufnahmezeit verkürzt wird.
    2. Verwenden Sie die folgenden DW-EPI-Sequenzparameter: TA = 14 min 02 s, 2D-Dimension, Transversalorientierung, A>P PE-Richtung, räumliche Auflösung = [1,951,95]mm², Matrix = 256×256, Sichtfeldlese = 500 mm, Scheiben = 30, FOV-Phase = 100,0 %, Schichtdicke = 2,0 mm, Schnittloch = 2,0 mm, TR = 12000 ms, TE = 115 ms, Durchschnitt = 1, Verkettungen = 1, Fettunterdrückung, Basisauflösung = 256, Phasenauflösung = 100 %, Phase partieller Fourier = 6/8, parallele Abbildung mit GRAPPA, AFPE = 3, Diffusionsmodus = MDDW, 2 Diffusionsgewichtungen: b-Wert 1 = 0 s/mm², b-Wert 2 = 1000 s/mm², Diffusionsrichtungen = 64 (Abbildung 10).
    3. Erwerben Sie in transversaler Ausrichtung und führen Sie keine Angulation ein, da dies die Nachbearbeitung erschwert.
    4. Verschieben Sie das Sichtfeld so, dass die obere Linie des Ebenenblocks mit der Schädelkalotte ausgerichtet ist. Verschieben Sie dorsoventral, so dass sich das Gehirn genau in der Mitte des Sichtfeldes befindet.
    5. Erfassen Sie die Sequenz in zwei umgekehrten Polaritäten der Phasenkodierungsrichtung (PE), um Verzerrungsartefakte während der Nachbearbeitung aufzuheben. Um die umgekehrte Polaritätssequenz auszuführen, wiederholen Sie die 2D-EPI-Sequenz erneut und wählen Sie nun die Version der Sequenz mit der PE-Richtung in P>A. Geänderte Sequenzparameter:TA = 1 min 14 s, P>A PE-Richtung, 1 Diffusionsgewichtung: b-Wert = 0 s/mm².
    6. Führen Sie diese Sequenz mit der gleichen Ausrichtung und Positionierung wie die vorherige 2D-EPI-Sequenz aus.
    7. Vergewissern Sie sich, dass die Richtung der Phasencodierung im Parameterregister Reiter Routineauf P>A gesetzt ist. Wenn nicht, ändern Sie durch Eingabe von 180 °.
    8. Sobald die letzte Sequenz abgeschlossen und rekonstruiert ist, ist die MRT-Untersuchung fertig.
    9. Dokumentieren Sie alle erfassten Sequenzen und die zugehörigen Beschreibungen im CRF.

5. Abschluss der MR-Prüfung

  1. Betreten Sie den MR-Scannerraum und bewegen Sie den Motivtisch langsam vom Isozentrum weg.
  2. Beurteilen Sie den Zustand des Probanden und fragen Sie nach möglichen Nebenwirkungen vor, während oder nach den Messungen. Fragen Sie speziell nach Schwindel, Lichtblitzen, Hitze- oder Kältegefühl, allgemeinem Unbehagen, Muskelzuckungen, metallischem Geschmack oder anderen Effekten.
  3. Dokumentieren Sie alle Beobachtungen (einschließlich Nebenwirkungen) im CRF.
  4. Nach einem abschließenden Beratungsgespräch wird das Subjekt in die Umkleidekabine begleitet, dann zum Schließfach, um die dort gelagerten Wertsachen abzuholen und dann zum Ausgang des Gebäudes. Als Sicherheitsmaßnahme begleiten Sie immer Besuchspersonen.
  5. Legen Sie alle schriftlichen Dokumente (CRF, Probanden-ID-Liste, Studieneinwilligungsformulare) im Prüfarztordner ab und sperren Sie sie an einem sicheren Ort. Die Speicherdauer beträgt mindestens 10 Jahre.

6. Datensicherung

HINWEIS: Jedes MR-Center folgt seinen eigenen Richtlinien, um MR-Daten zu speichern und sicher zu sichern. Digitale MR-Daten sollten auf einem passwortgeschützten Server gespeichert werden. Die folgende Vorgehensweise ist typisch für ein Siemens 7.0 T MR-System.

  1. Wählen Sie die Teilnehmer-ID-Nummer im Patientenbrowser aus und wählen Sie Übertragen.
  2. Wählen Sie Nach Offline exportieren und geben Sie den Pfad eines lokalen Ordners ein (z. B. C:\temp).
  3. Überprüfen Sie, ob der Vorgang abgeschlossen ist (von Transfer | Lokaler Auftragsstatus).
  4. Wählen Sie Erweiterter Benutzer (Strg+Esc) und entsperren Sie ihn durch Eingabe des Administratorkennworts.
  5. Sobald Advanced User aktiviert ist, wechseln Sie zu Windows Explorer (Strg +Esc).
  6. Verschieben Sie die Dicom-Daten aus dem lokalen Ordner in einen sicheren Dicom-Datenstudienordner auf dem kennwortgeschützten Server.

7. Herunterfahren des Systems

  1. Fahren Sie das System entsprechend den Anforderungen des Systems herunter. Bei Siemens-Scannern verwenden Sie die obere Leiste in der Syngo-Software, um die Software herunterzufahren. Schalten Sie das MR-System (blaue Taste bei Siemens-Scannern) erst nach dem Herunterfahren der Software aus. Drehen Sie den Schlüssel nach links.

Ergebnisse

Eine 26-jährige Frau, bei der eine schubförmig remittierende MS (RRMS) diagnostiziert wurde, wurde bei 7,0 T unter Verwendung der oben genannten Protokolle untersucht (Abbildung 11). Einige Verzerrungen im Profil B1+ sind in den MR-Bildern zu beobachten. Dies wird erwartet, wenn man zu höheren Resonanzfrequenzenwechselt 43; die kürzeren Wellenlängen erhöhen destruktive und konstruktive Interferenzen...

Diskussion

Das hier vorgestellte Protokoll beschreibt eine Reihe von MRT-Sequenzen mit unterschiedlichen Kontrasten, die typischerweise bei der Untersuchung von MS-Patienten bei 7,0 T verwendet werden.Zusammen mit aufkommenden technologischen Entwicklungen bilden sie die Grundlage für die Erforschung fortgeschrittenerer Anwendungen in der metabolischen oder funktionellen Bildgebung.

Abgesehen von Hirnläsionen betreffen Läsionen im Rückenmark häufig MS-Patienten, die motorische, sensorische und auton...

Offenlegungen

Es sind keine konkurrierenden finanziellen Interessen zu deklarieren.

Danksagungen

Dieses Projekt (T.N.) wurde teilweise vom Europäischen Forschungsrat (ERC) im Rahmen des Forschungs- und Innovationsprogramms Horizon 2020 der Europäischen Union im Rahmen der Finanzhilfevereinbarung Nr. 743077 (ThermalMR) gefördert. Die Autoren danken den Teams der Berlin Ultrahigh Field Facility (B.U.F.F.), Max-Delbrueck-Centrum für Molekulare Medizin in der Helmholtz-Gemeinschaft, Berlin, Deutschland; an der Swedish National 7T Facility, Lund University Bioimaging Center, Lund University, Lund, Schweden und am ECOTECH-COMPLEX, Maria Curie-Skłodowska University, Lublin, Polen für technische und andere Unterstützung.

Materialien

NameCompanyCatalog NumberComments
7T TX/RX 24 Ch Head CoilNova Medical, Inc., Wilmington, USANM008-24-7S-0131-channel circular polarized (CP) transmit (Tx), 24-channel receive (Rx) RF head coil
Magnetom 7T SystemSiemens Healthineers, Erlangen, GermanyMRB10767.0 T whole body research scanner
syngoMR B17 SoftwareSiemens Healthineers, Erlangen, GermanyB17Aimage processing software for the Magnetom 7T system

Referenzen

  1. Filippi, M., et al. Multiple sclerosis. Nature Reviews Disease Primers. 4 (1), 43 (2018).
  2. Krieger, S. C., Cook, K., De Nino, S., Fletcher, M. The topographical model of multiple sclerosis: A dynamic visualization of disease course. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (5), 279 (2016).
  3. Kutzelnigg, A., et al. Cortical demyelination and diffuse white matter injury in multiple sclerosis. Brain. 128 (11), 2705-2712 (2005).
  4. Kuchling, J., Paul, F. Visualizing the Central Nervous System: Imaging Tools for Multiple Sclerosis and Neuromyelitis Optica Spectrum Disorders. Frontiers in Neurology. 11, 450 (2020).
  5. Lassmann, H. Multiple Sclerosis Pathology. Cold Spring Harbor Perspectives in Medicine. 8 (3), (2018).
  6. Miller, D. H., Chard, D. T., Ciccarelli, O. Clinically isolated syndromes. The Lancet Neurology. 11 (2), 157-169 (2012).
  7. van der Vuurst de Vries, R. M., et al. Application of the 2017 Revised McDonald Criteria for Multiple Sclerosis to Patients With a Typical Clinically Isolated Syndrome. JAMA Neurologyogy. 75 (11), 1392-1398 (2018).
  8. Thompson, A. J., et al. Diagnosis of multiple sclerosis: 2017 revisions of the McDonald criteria. The Lancet Neurology. 17 (2), 162-173 (2018).
  9. Filippi, M., Preziosa, P., Rocca, M. A. Multiple sclerosis. Handbook of Clinical Neurology. 135, 399-423 (2016).
  10. Rovira, A., de Stefano, N. MRI monitoring of spinal cord changes in patients with multiple sclerosis. Current Opinion in Neurology. 29 (4), 445-452 (2016).
  11. Filippi, M., et al. Assessment of lesions on magnetic resonance imaging in multiple sclerosis: practical guidelines. Brain. , (2019).
  12. Kuhle, J., et al. Conversion from clinically isolated syndrome to multiple sclerosis: a large multicentre study. Multiple Sclerosis Journal. 21 (8), 1013-1024 (2015).
  13. El-Khatib, A. H., et al. Gadolinium in human brain sections and colocalization with other elements. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 6 (1), 515 (2019).
  14. McDonald, R. J., et al. Intracranial Gadolinium Deposition after Contrast-enhanced MR Imaging. Radiology. 275 (3), 772-782 (2015).
  15. McDonald, R. J., et al. Gadolinium Deposition in Human Brain Tissues after Contrast-enhanced MR Imaging in Adult Patients without Intracranial Abnormalities. Radiology. 285 (2), 546-554 (2017).
  16. Schlemm, L., et al. Gadopentetate but not gadobutrol accumulates in the dentate nucleus of multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis. 23 (7), 963-972 (2017).
  17. Boyken, J., Niendorf, T., Flemming, B., Seeliger, E. Gadolinium Deposition in the Brain after Contrast-enhanced MRI: Are the Data Valid. Radiology. 288 (2), 630-632 (2018).
  18. Rovira, &. #. 1. 9. 2. ;. a. l., et al. MAGNIMS consensus guidelines on the use of MRI in multiple sclerosis-clinical implementation in the diagnostic process. Nature Reviews Neurology. 11, 471 (2015).
  19. Wattjes, M. P., et al. MAGNIMS consensus guidelines on the use of MRI in multiple sclerosis-establishing disease prognosis and monitoring patients. Nature Reviews Neurology. 11 (10), 597-606 (2015).
  20. Traboulsee, A., et al. Revised Recommendations of the Consortium of MS Centers Task Force for a Standardized MRI Protocol and Clinical Guidelines for the Diagnosis and Follow-Up of Multiple Sclerosis. American Journal of Neuroradiology. 37 (3), 394-401 (2016).
  21. Sąsiadek, M., et al. Recommendations of the Polish Medical Society of Radiology and the Polish Society of Neurology for the routinely used magnetic resonance imaging protocol in patients with multiple sclerosis. Polish Journal of Radiology. 85, 272-276 (2020).
  22. Maranzano, J., et al. Comparison of multiple sclerosis cortical lesion types detected by multicontrast 3T and 7T MRI. American Journal of Neuroradiology. 40 (7), 1162-1169 (2019).
  23. Arevalo, O., Riascos, R., Rabiei, P., Kamali, A., Nelson, F. Standardizing Magnetic Resonance Imaging Protocols, Requisitions, and Reports in Multiple Sclerosis: An Update for Radiologist Based on 2017 Magnetic Resonance Imaging in Multiple Sclerosis and 2018 Consortium of Multiple Sclerosis Centers Consensus Guidelines. Journal of Computer Assisted Tomography. 43 (1), 1-12 (2019).
  24. Schmierer, K., et al. Towards a standard MRI protocol for multiple sclerosis across the UK. The British Journal of Radiology. 92 (1101), 20180926 (2019).
  25. Pereira, D. J., et al. Consensus Recommendations of the Multiple Sclerosis Study Group and the Portuguese Neuroradiological Society for the Use of Magnetic Resonance Imaging in Multiple Sclerosis in Clinical Practice: Part 2. Acta Médica Portuguesa. 33 (1), 66-75 (2020).
  26. Zivadinov, R., Bakshi, R. Role of MRI in multiple sclerosis I: inflammation and lesions. Front Biosci. 9 (665), 28 (2004).
  27. Hemond, C. C., Bakshi, R. Magnetic resonance imaging in multiple sclerosis. Cold Spring Harbor Perspectives in Medicine. 8 (5), 028969 (2018).
  28. Thompson, A. J., et al. Diagnosis of multiple sclerosis: 2017 revisions of the McDonald criteria. The Lancet Neurology. 17 (2), 162-173 (2018).
  29. Neema, M., et al. T1-and T2-based MRI measures of diffuse gray matter and white matter damage in patients with multiple sclerosis. Journal of Neuroimaging. 17, 16-21 (2007).
  30. Shepherd, T. M., et al. New rapid, accurate T(2) quantification detects pathology in normal-appearing brain regions of relapsing-remitting MS patients. NeuroImage. Clinical. 14 (2), 363-370 (2017).
  31. Tallantyre, E. C., et al. A comparison of 3T and 7T in the detection of small parenchymal veins within MS lesions. Investigative Radiology. 44 (9), 491-494 (2009).
  32. Geraldes, R., et al. The current role of MRI in differentiating multiple sclerosis from its imaging mimics. Nature Reviews Neurology. 14 (4), 199 (2018).
  33. Sinnecker, T., et al. Evaluation of the Central Vein Sign as a Diagnostic Imaging Biomarker in Multiple Sclerosis. JAMA Neurology. 76 (12), 1446-1456 (2019).
  34. Bagnato, F., et al. Untangling the R2* contrast in multiple sclerosis: a combined MRI-histology study at 7.0 Tesla. Public Library of Science one. 13 (3), (2018).
  35. Walsh, A. J., et al. Multiple sclerosis: validation of MR imaging for quantification and detection of iron. Radiology. 267 (2), 531-542 (2013).
  36. Bozin, I., et al. Magnetic resonance phase alterations in multiple sclerosis patients with short and long disease duration. Public Library of Science one. 10 (7), 0128386 (2015).
  37. Ropele, S., et al. Determinants of iron accumulation in deep grey matter of multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis Journal. 20 (13), 1692-1698 (2014).
  38. Walsh, A. J., et al. Longitudinal MR imaging of iron in multiple sclerosis: an imaging marker of disease. Radiology. 270 (1), 186-196 (2014).
  39. Blazejewska, A. I., et al. Increase in the iron content of the substantia nigra and red nucleus in multiple sclerosis and clinically isolated syndrome: a 7 Tesla MRI study. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 41 (4), 1065-1070 (2015).
  40. Bonnier, G., et al. Advanced MRI unravels the nature of tissue alterations in early multiple sclerosis. Annals of Clinical and Translational Neurology. 1 (6), 423-432 (2014).
  41. Niendorf, T., Barth, M., Kober, F., Trattnig, S. From ultrahigh to extreme field magnetic resonance: where physics, biology and medicine meet. MAGMA. 29 (3), 309-311 (2016).
  42. Sinnecker, T., et al. Ultrahigh field MRI in clinical neuroimmunology: a potential contribution to improved diagnostics and personalised disease management. EPMA. 6 (1), 16 (2015).
  43. Vaughan, J. T., et al. 7T vs. 4T: RF power, homogeneity, and signal-to-noise comparison in head images. Magnetic Resonance in Medicine. 46 (1), 24-30 (2001).
  44. Padormo, F., Beqiri, A., Hajnal, J. V., Malik, S. J. Parallel transmission for ultrahigh-field imaging. NMR in Biomedicine. 29 (9), 1145-1161 (2016).
  45. Bruschi, N., Boffa, G., Inglese, M. Ultra-high-field 7-T MRI in multiple sclerosis and other demyelinating diseases: from pathology to clinical practice. European Radiology Experimental. 4 (1), 59 (2020).
  46. Sati, P., et al. The central vein sign and its clinical evaluation for the diagnosis of multiple sclerosis: a consensus statement from the North American Imaging in Multiple Sclerosis Cooperative. Nature Reviews Neurology. 12 (12), 714-722 (2016).
  47. Tan, I. L., et al. MR venography of multiple sclerosis. American Journal of Neuroradiology. 21 (6), 1039-1042 (2000).
  48. Maggi, P., et al. The formation of inflammatory demyelinated lesions in cerebral white matter. Annals of Neurology. 76 (4), 594-608 (2014).
  49. Tallantyre, E. C., et al. A comparison of 3T and 7T in the detection of small parenchymal veins within MS lesions. Investigative Radiology. 44 (9), 491-494 (2009).
  50. Filippi, M., et al. Assessment of lesions on magnetic resonance imaging in multiple sclerosis: practical guidelines. Brain. 142 (7), 1858-1875 (2019).
  51. Muller, K., et al. Detailing intra-lesional venous lumen shrinking in multiple sclerosis investigated by sFLAIR MRI at 7-T. Journal of Neurology. , (2014).
  52. Sinnecker, T., et al. Periventricular venous density in multiple sclerosis is inversely associated with T2 lesion count: a 7 Tesla MRI study. Multiple Sclerosis. 19 (3), 316-325 (2013).
  53. Wuerfel, J., et al. Lesion morphology at 7 Tesla MRI differentiates Susac syndrome from multiple sclerosis. Multiple Sclerosis. 18 (11), 1592-1599 (2012).
  54. Sinnecker, T., et al. Distinct lesion morphology at 7-T MRI differentiates neuromyelitis optica from multiple sclerosis. Neurology. 79 (7), 708-714 (2012).
  55. Kuchling, J., et al. Identical lesion morphology in primary progressive and relapsing-remitting MS--an ultrahigh field MRI study. Multiple Sclerosis. 20 (14), 1866-1871 (2014).
  56. Sinnecker, T., et al. Multiple sclerosis lesions and irreversible brain tissue damage: a comparative ultrahigh-field strength magnetic resonance imaging study. Archives of Neurology. 69 (6), 739-745 (2012).
  57. Behrens, J. R., et al. 7 Tesla MRI of Balo's concentric sclerosis versus multiple sclerosis lesions. Annals of Clinical and Translational Neurology. 5 (8), 900-912 (2018).
  58. Blaabjerg, M., et al. Widespread inflammation in CLIPPERS syndrome indicated by autopsy and ultra-high-field 7T MRI. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (3), 226 (2016).
  59. Noureddine, Y., et al. Experience with magnetic resonance imaging of human subjects with passive implants and tattoos at 7 T: a retrospective study. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 28 (6), 577-590 (2015).
  60. Kraff, O., Quick, H. H. 7T: Physics, safety, and potential clinical applications. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (6), 1573-1589 (2017).
  61. Hoff, M. N., et al. Safety Considerations of 7-T MRI in Clinical Practice. Radiology. 292 (3), 509-518 (2019).
  62. Kraff, O., Quick, H. H. Sicherheit von Implantaten im Hochfeld- und Ultrahochfeld-MRT. Der Radiologe. 59 (10), 898-905 (2019).
  63. Fagan, A. J., et al. 7T MR Safety. Journal of Magnetic Resonance Imaging. , (2020).
  64. . MR Safety Guidance, Documents and Links: MR Safety Strategies to Help You Stay Current with MR Safety Standards Available from: https://www.ismrm.org/mr-safety-links/mr-safety-resources-page/ (2020)
  65. Versluis, M. J., et al. Subject tolerance of 7 T MRI examinations. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 38 (3), 722-725 (2013).
  66. Theysohn, J. M., et al. Subjective acceptance of 7 Tesla MRI for human imaging. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 21 (1-2), 63 (2008).
  67. Klix, S., et al. On the Subjective Acceptance during Cardiovascular Magnetic Resonance Imaging at 7.0 Tesla. PLoS One. 10 (1), 0117095 (2015).
  68. Rauschenberg, J., et al. Multicenter study of subjective acceptance during magnetic resonance imaging at 7 and 9.4 T. Investigative Radiology. 49 (5), 249-259 (2014).
  69. Zurawski, J., Lassmann, H., Bakshi, R. Use of Magnetic Resonance Imaging to Visualize Leptomeningeal Inflammation in Patients With Multiple Sclerosis: A Review. JAMA Neurologyogy. 74 (1), 100-109 (2017).
  70. Radue, E. -. W., et al. Correlation between brain volume loss and clinical and MRI outcomes in multiple sclerosis. Neurology. 84 (8), 784-793 (2015).
  71. Filippi, M., et al. A high-resolution three-dimensional T1-weighted gradient echo sequence improves the detection of disease activity in multiple sclerosis. Annals of Neurology. 40 (6), 901-907 (1996).
  72. Mugler, J. P., Brookeman, J. R. Three-dimensional magnetization-prepared rapid gradient-echo imaging (3D MP RAGE). Magnetic Resonance in Medicine. 15 (1), 152-157 (1990).
  73. Lindig, T., et al. Evaluation of multimodal segmentation based on 3D T1-, T2- and FLAIR-weighted images - the difficulty of choosing. NeuroImage. 170, 210-221 (2018).
  74. Nelson, F., Poonawalla, A., Hou, P., Wolinsky, J. S., Narayana, P. A. 3D MPRAGE improves classification of cortical lesions in multiple sclerosis. Multiple sclerosis. 14 (9), 1214-1219 (2008).
  75. Marques, J. P., et al. MP2RAGE, a self bias-field corrected sequence for improved segmentation and T1-mapping at high field. NeuroImage. 49 (2), 1271-1281 (2010).
  76. Kober, T., et al. MP2RAGE Multiple Sclerosis Magnetic Resonance Imaging at 3 T. Investigative Radiology. 47 (6), 346-352 (2012).
  77. Beck, E. S., et al. Improved Visualization of Cortical Lesions in Multiple Sclerosis Using 7T MP2RAGE. American Journal of Neuroradiology. 39 (3), 459-466 (2018).
  78. Bø, L., Vedeler, C. A., Nyland, H. I., Trapp, B. D., Mørk, S. J. Subpial Demyelination in the Cerebral Cortex of Multiple Sclerosis Patients. Journal of Neuropathology, Experimental Neurology. 62 (7), 723-732 (2003).
  79. Kilsdonk, I. D., et al. Increased cortical grey matter lesion detection in multiple sclerosis with 7 T MRI: a post-mortem verification study. Brain. 139 (5), 1472-1481 (2016).
  80. Absinta, M., et al. Gadolinium-based MRI characterization of leptomeningeal inflammation in multiple sclerosis. Neurology. 85 (1), 18-28 (2015).
  81. Titelbaum, D. S., et al. Leptomeningeal Enhancement on 3D-FLAIR MRI in Multiple Sclerosis: Systematic Observations in Clinical Practice. Journal of Neuroimaging. 30 (6), 917-929 (2020).
  82. Schmidt, P., et al. Automated segmentation of changes in FLAIR-hyperintense white matter lesions in multiple sclerosis on serial magnetic resonance imaging. NeuroImage: Clinical. 23, 101849 (2019).
  83. Coulette, S., et al. Diagnosis and Prediction of Relapses in Susac Syndrome: A New Use for MR Postcontrast FLAIR Leptomeningeal Enhancement. American Journal of Neuroradiology. 40 (7), 1184-1190 (2019).
  84. Cohen-Adad, J., et al. T2* mapping and B0 orientation-dependence at 7T reveal cyto- and myeloarchitecture organization of the human cortex. NeuroImage. 60 (2), 1006-1014 (2012).
  85. Louapre, C., et al. The association between intra- and juxta-cortical pathology and cognitive impairment in multiple sclerosis by quantitative T2* mapping at 7T MRI. NeuroImage: Clinical. 12, 879-886 (2016).
  86. Liu, S., et al. Susceptibility-weighted imaging: current status and future directions. NMR in Biomedicine. 30 (4), 3552 (2017).
  87. Haacke, E. M., Xu, Y., Cheng, Y. C., Reichenbach, J. R. Susceptibility weighted imaging (SWI). Magnetic Resonance in Medicine. 52 (3), 612-618 (2004).
  88. Haacke, E. M., et al. Characterizing iron deposition in multiple sclerosis lesions using susceptibility weighted imaging. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 29 (3), 537-544 (2009).
  89. Pitt, D., et al. Imaging Cortical Lesions in Multiple Sclerosis With Ultra-High-Field Magnetic Resonance Imaging. Archives of Neurology. 67 (7), 812-818 (2010).
  90. Li, X., et al. Magnetic susceptibility contrast variations in multiple sclerosis lesions. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 43 (2), 463-473 (2016).
  91. Dal-Bianco, A., et al. Slow expansion of multiple sclerosis iron rim lesions: pathology and 7 T magnetic resonance imaging. Acta Neuropathologica. 133 (1), 25-42 (2017).
  92. Sati, P. Diagnosis of multiple sclerosis through the lens of ultra-high-field MRI. Journal of Magnetic Resonance. 291, 101-109 (2018).
  93. Griswold, M. A., et al. Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA). Magnetic Resonance in Medicine. 47 (6), 1202-1210 (2002).
  94. Hammond, K. E., et al. Development of a robust method for generating 7.0 T multichannel phase images of the brain with application to normal volunteers and patients with neurological diseases. NeuroImage. 39 (4), 1682-1692 (2008).
  95. Haacke, E. M., et al. Quantitative susceptibility mapping: current status and future directions. Magnetic Resonance Imaging. 33 (1), 1-25 (2015).
  96. Langkammer, C., et al. Quantitative susceptibility mapping in multiple sclerosis. Radiology. 267 (2), 551-559 (2013).
  97. Eskreis-Winkler, S., et al. Multiple sclerosis lesion geometry in quantitative susceptibility mapping (QSM) and phase imaging. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 42 (1), 224-229 (2015).
  98. Chawla, S., et al. Longitudinal study of multiple sclerosis lesions using ultra-high field (7T) multiparametric MR imaging. PLOS ONE. 13 (9), 0202918 (2018).
  99. Kolasinski, J., et al. A combined post-mortem magnetic resonance imaging and quantitative histological study of multiple sclerosis pathology. Brain. 135 (10), 2938-2951 (2012).
  100. De Santis, S., et al. Evidence of early microstructural white matter abnormalities in multiple sclerosis from multi-shell diffusion MRI. NeuroImage: Clinical. 22, 101699 (2019).
  101. Filippi, M., et al. Microstructural magnetic resonance imaging of cortical lesions in multiple sclerosis. Multiple Sclerosis. 19 (4), 418-426 (2013).
  102. Granberg, T., et al. In vivo characterization of cortical and white matter neuroaxonal pathology in early multiple sclerosis. Brain: a Journal of Neurology. 140 (11), 2912-2926 (2017).
  103. Holland, D., Kuperman, J. M., Dale, A. M. Efficient correction of inhomogeneous static magnetic field-induced distortion in Echo Planar Imaging. NeuroImage. 50 (1), 175-183 (2010).
  104. In, M. -. H., Posnansky, O., Beall, E. B., Lowe, M. J., Speck, O. Distortion correction in EPI using an extended PSF method with a reversed phase gradient approach. PloS one. 10 (2), 0116320 (2015).
  105. Van de Moortele, P. F., et al. B(1) destructive interferences and spatial phase patterns at 7 T with a head transceiver array coil. Magnetic Resonance in Medicine. 54 (6), 1503-1518 (2005).
  106. Collins, C. M., Liu, W., Schreiber, W., Yang, Q. X., Smith, M. B. Central brightening due to constructive interference with, without, and despite dielectric resonance. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 21 (2), 192-196 (2005).
  107. Yang, Q. X., et al. Manipulation of image intensity distribution at 7.0 T: passive RF shimming and focusing with dielectric materials. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 24 (1), 197-202 (2006).
  108. Teeuwisse, W. M., Brink, W. M., Webb, A. G. Quantitative assessment of the effects of high-permittivity pads in 7 Tesla MRI of the brain. Magnetic Resonance in Medicine. 67 (5), 1285-1293 (2012).
  109. van Gemert, J., Brink, W., Webb, A., Remis, R. High-permittivity pad design tool for 7T neuroimaging and 3T body imaging. Magnetic Resonance in Medicine. 81 (5), 3370-3378 (2019).
  110. Vaidya, M. V., et al. Improved detection of fMRI activation in the cerebellum at 7T with dielectric pads extending the imaging region of a commercial head coil. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 48 (2), 431-440 (2018).
  111. Brink, W. M., vander Jagt, A. M., Versluis, M. J., Verbist, B. M., Webb, A. G. High permittivity dielectric pads improve high spatial resolution magnetic resonance imaging of the inner ear at 7 T. Investigative Radiology. 49 (5), 271-277 (2014).
  112. Lundkvist, M., et al. Characterization of anti-natalizumab antibodies in multiple sclerosis patients. Multiple Sclerosis. 19 (6), 757-764 (2013).
  113. Moccia, M., et al. Advances in spinal cord imaging in multiple sclerosis. Therapeutic Advances in Neurological Disorders. 12, 1756286419840593 (2019).
  114. Zhao, W., et al. Nineteen-channel receive array and four-channel transmit array coil for cervical spinal cord imaging at 7T. Magnetic Resonance in Medicine. 72 (1), 291-300 (2014).
  115. Sinnecker, T., et al. MRI phase changes in multiple sclerosis vs neuromyelitis optica lesions at 7T. Neurology: Neuroimmunology & Neuroinflammation. 3 (4), 259 (2016).
  116. Wenz, D., et al. Millimeter spatial resolution in vivo sodium MRI of the human eye at 7 T using a dedicated radiofrequency transceiver array. Magnetic Resonance in Medicine. 80 (2), 672-684 (2018).
  117. Huhn, K., Engelhorn, T., Linker, R. A., Nagel, A. M. Potential of Sodium MRI as a Biomarker for Neurodegeneration and Neuroinflammation in Multiple Sclerosis. Frontiers in Neurology. 10 (84), (2019).
  118. Bolo, N. R., et al. Brain Pharmacokinetics and Tissue Distribution In Vivo of Fluvoxamine and Fluoxetine by Fluorine Magnetic Resonance Spectroscopy. Neuropsychopharmacology. 23 (4), 428-438 (2000).
  119. Ji, Y., et al. Eight-channel transceiver RF coil array tailored for 1H/19F MR of the human knee and fluorinated drugs at 7.0 T. NMR in Biomedicine. 28 (6), 726-737 (2015).
  120. Starke, L., Pohlmann, A., Prinz, C., Niendorf, T., Waiczies, S. Performance of compressed sensing for fluorine-19 magnetic resonance imaging at low signal-to-noise ratio conditions. Magnetic Resonance in Medicine. , 1-17 (2019).

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