ラット頸部脊髄の拡散イメージング

サマリー

このプロトコルの目標は、組織の微細構造の非侵襲的特性評価のために、ラット脊髄の高品質な拡散加重磁気共鳴画像法(DWI)を取得することです。このプロトコルは、MRIシーケンス、無線周波コイル、および解析方法の最適化を規定し、アーティファクトのないDWI画像を実現します。

要約

磁気共鳴画像法(MRI)は、脊髄の状態を非侵襲的に評価するための最先端のアプローチであり、病気や怪我の場合の診断および予後ツールとして使用することができます。 拡散強調イメージング(DWI)は、水分子の熱運動に敏感で、組織の微細構造の推論を可能にします。このレポートでは、小口径動物系でラット頸髄のDWIを取得および分析するためのプロトコルについて説明します。 これは、生きた麻酔動物のためのイメージングセットアップを示し、コードの安定化と呼吸運動の制御を含む高品質のイメージングのためのDWI取得プロトコルを推奨します。異なる方向と大きさ(b値)に沿った拡散重み付けによる測定値が使用されます。 最後に、得られた信号のいくつかの数学モデルを使用して、脊髄組織内の拡散プロセスのマップを導き出し、正常な臍帯に関する洞察を提供し、損傷や病気のプロセスを非侵襲的に監視するために使用できます。

概要

磁気共鳴イメージング（MRI）は、健康および疾患の両方において脳および脊髄にウィンドウを提供する非侵襲性ツールである。 MRIは臨床診断に革命をもたらしましたが、それはまた、実験室での研究のための貴重なツールです。神経損傷または疾患の動物モデルは、病態生理を理解し、治療法の発見を加速するためのプラットフォームを提供する。本稿では、拡散テンソルイメージング（DTI）を使用して微細構造の損傷¹の潜在的なバイオマーカーを調べるために、脊髄損傷のラットモデルへのMRIの適用を実証する。イメージングバイオマーカーの潜在的な発見は、脊髄損傷の患者の診断と管理に役立つだろう。これらのマーカーは、前臨床モデルにおいて治療の発見に役割を果たし、臨床設定にその翻訳観察または予後を可能にする可能性がある。

DTIはの微視的運動を計測するMRIの特殊な形態である水の分子（ すなわち、拡散）。 DTIは、その向き及び微細構造の組成に関する情報を提供する拡散が不釣り合いに速くそれらに垂直よりも、軸索に沿っている軸索の存在に神経系において特に有利であった。拡散率（MD）、及び拡散の方位依存性の尺度を意味し、組織内の全体的な拡散の尺度を含むDTIから派生スカラーインデックスは、異方性比率^{（FA）2,3は} 、微細構造を特徴づけるに大規模なアプリケーションを見てきました健康と病気⁴の両方における神経系の。これらのメトリックは、他のほとんどのMRI方法では見えない微細な組織の特徴を明らかにした。これまでの努力は、DTIは、ラット¹に胸部SCI後の頸髄内のリモート微細構造の変化を検出していることを実証した。病変からのリモートDTIの変更は可能性がどのように全体の脊髄RESを反映傷害に池、および潜在的に二次的損傷のマーカーである。

生体内でラットの脊髄を画像化するには、いくつかのユニークな課題を提示する。最も顕著なのは、脊髄は呼吸運動の影響を受けて、いくつかの方法を用いて動きを最小限に抑えるために細心の注意を必要としている。過去の研究では、固定装置は^、5のスキャン時に脊柱の動きを削除しました。頸髄の画像化のために、我々は減衰するヘッドホルダと耳のバーの形で物理的な拘束を利用したが、呼吸によって引き起こされる運動がなくなるわけではありません。さらに、我々は、効率的な方法で呼吸サイクルと画像取得を同期化するためのカスタム呼吸ゲーティング方式を利用する。これらの変更は、そうでなければ、呼吸⁶に起因する大規模なバルク運動によるアーチファクトの除去を可能にする。 DWIは、CSFの流れと血液脈動、及び運動のこれらのより小さい源を含む、微細な動きに非常に敏感でcontaminationはまた、呼吸ゲーティング方式によって軽減される。さらに、脊髄は、小さな断面積を有し、視野の一部のみを表す。脊髄が深い動物の身体内に位置している頸椎イメージングのため、十分な信号の浸透を持つ円筒形の高周波コイルは、画像に高解像度で頸髄を必要とされている。視野の減少はまた、脊髄の外側の、組織からの信号をキャンセルする、または台無しにするのに役立つ外体積抑制（OVS）によって達成される。スポイラー勾配又は外側体積抑制と呼ばれるこの方法は、また、これらの組織内の残留動物の運動、CSF流量、または血液脈動の汚染を減少させるのに役立つ。

脊髄の配置は、撮像プロトコルを簡略化するために利用することができる。白質（WM）における脊髄軸索は、ほぼすべての脊髄の主軸に平行に配向されている。目脳のDWI結果は、磁石内の位置（拡散テンソル画像と呼ばれるプロセス）に依存していないことを確認するために、少なくとも6の方向に沿って測定が必要のに対し、私たち、脊髄での測定は、2方向に沿って取得することができ平行コード^7,8に対して垂直に、以下それぞれ、縦方向および横方向と呼ばれる。このように、拡散性および他のパラメータは別々に2方向に沿って測定し、健康と病気やけがの両方で組織の微細構造に推論を可能にする。

プロトコル

注：倫理声明：ウィスコンシン医科大学の施設ケアと使用委員会（IACUC）とクレメント·J·ザブロッキーVAメディカルセンターは、すべての手順を承認した。

1.動物の準備および監視

1. 医療空気中5％イソフルランを使用して、導入室にラットを麻酔。立ち直り反射が存在せず、圧迫すると後足は引っ込め反射を生成しない、2％に麻酔を削減し、頭から腹臥位でスキャナベッドに動物を転送する。処置を通してノーズコーン装置を介して2％イソフルランを維持し、そして約1 L /分の流速で医療用空気を保つ。麻酔下ながら角膜への損傷を避けるために、ラットの眼への軟膏の潤滑少量を適用する。
2. ラットの胴体を中心にしっかりと呼吸監視ベルトを置きます。呼吸同期システムにベルトを接続します。スキャナボアにラットを進める前に、CHEC呼吸サイクルが明確で一貫していることを確認するために、呼吸監視用コンピュータk個。必要であれば、このステップは、画像品質のために不可欠であることから、ベルトを調整します。
3. 監視および直腸プローブと暖かい空気加熱システムを介して、37℃で、動物の体温を維持する。 1.2と2％の間で麻酔のレベルを調整することにより、毎分30〜45回の呼吸の間に呼吸数を維持してください。
4. 一口棒でヘッドホルダでラットを置き、スクリューに耳棒（ 図1）、および頸椎がコイルの中心に位置するまで、直交ボリュームコイルに頭をスライドさせます。
   注：ラットの肩がコイル状にさらなる進行を妨げることがあります。
5. ラットを進め、スキャナボア内に所有者を支援する。該当する場合は、コイルのベンダーによって提供される指示に従って、適切な周波数とインピーダンスにチューニングとコイルの整合用コンデンサを調整します。

e_title "> 2。MRIスキャンパラメータ

注：ここで説明する手順は、9.4 Tの水平ボア​​小動物システムを使用しますが小動物MRIシステムの他の電界強度にも適用可能である。

1. 反復磁場（シミング）、高周波電源の校正、及び受信機利得の調整の均一性を向上させる、共振周波数を検出するためのMRIシステムの自動化された手順を使用する。
2. システムのソフトウェアインターフェースを使用して、正確な位置決めを確実にするために、デフォルト3面スカウトスキャンを得る。
   1. 「新しいスキャン」をクリックし、tripilotを選択して、画像を取得するための「信号機」をクリックします。
   2. 頸椎の​​中心が磁石の中心とMRIコイルの中心の両方と一致することを確認してください。磁石、プッシュ内背骨を中心に、またはクレードルを引っ張ると検証のためのスカウトスキャンを再取得する。
   3. positioを調整するにはMRIコイルに頸椎の相対nは、再配置のための磁石からクレードルを取り外します。必要に応じて位置が一貫した状態になるまで、このプロセスを繰り返す。動物が再配置される場合は、ステップ2.1を繰り返します。
3. 現在の撮像プロトコルに新しいエコープラナー拡散加重スピンエコーシーケンス（DtiEpi）を追加します。
   1. 以下を除いてデフォルト設定を使用してDWIシーケンスと拡散強調画像を設定し、取得する：
   2. 0.75ミリメートルの厚さで12スライスを処方するスライス位置のグラフィカル·インターフェースを開きます。頸髄の主軸に垂直にスライスを向けます。異なる動物間または内部基準として小脳のベースを使用して、異なる撮像セッション間で一貫性のあるスライスの位置を確認してください。
   3. 「ON」に飽和帯を設定します。これらの組織からの信号を最小化するために、脊髄の外側の10mmの厚さの位置4の飽和バンドとアーティファクト（ 図3）を誘導するそれらの可能性を減少させる。 「ON」に呼吸同期（「トリガーモジュール '）を設定します。
      注：カスタム呼吸同期パルスシーケンスプログラミングの知識と経験が必要です。これが利用できない場合、この問題を回避するには、すべてのスライスは、動物の呼吸の間に、得られることを確実にするために3-5のスライス数と1秒のTRを低減することである。頸髄の完全なカバレッジを得るために、スライスの他のサブセットとの完全なシーケンスを繰り返します。
   4. ツールボックスのアイコンをクリックし、[OK]をクリックし、「Editメソッドを。」4.変更するには、左から右に位相エンコード方向をEPIセグメントの数を設定します。その他のデフォルト設定は次のようになります。間隔= 0.3234ミリ、EPIセグメントあたりの総エコートレイン長= 32エコー。
      注：左右方向に設定ではなく、前方 - 後方位相符号は、他の構造からの動きの汚染を低減する。
   5. 以下geometriを使用してくださいCALの設定。マトリックスサイズ= 128×128、及び面内空間分解能= 0.200 xは0.200ミリメートルで生じる面内の視野= 25.6 xは25.6ミリメートル、。スライス厚= 0.75ミリメートルを確認してください。スライス順序= 'インターリーブ'、= 0ミリメートルスライスギャップ。
   6. 以下の拡散重み付け設定使用：DW測定モード= 'DWコントラスト'、拡散勾配時間（δ）= 7秒、拡散勾配分離（Δ）= 12ミリ秒、b値の数= 8、所望のb値= 0 、500、750 250 1000、1500、2500、3500ミリメートル/秒^2、拡散方向の数= 2、拡散強調方向= [1 0 0] [0 0 1]（面内とされて平行）脊髄軸に直交する。
      注：これらの設定により、我々は3500 S / mm ²のような高などのBの値を達成しました。拡散勾配時間（δ）と拡散勾配分離（Δ）は、グラムに依存するので、ハードウェアの仕様およびその他のシステムの性能特性は、b値を制限することができる私たちのシステムにあったradientのパフォーマンス、：（最大勾配強度：440 MT / M、最大スルーレート：3440 T / M / S）。尖度の測定は、2のb値については、少なくとも2000秒/ mm ^2と高いb値で、推奨されている。
   7. 以下のタイミングの設定を使用してください。エコー時間（TE）が27ミリ秒（0を入力することにより、最小限に設定されている）、繰り返し時間（TR）= 1800ミリ秒=。
4. 準備シーケンスを取得する。上記のパラメータを用いて、総取得時間は約25分である。
5. すべてのスキャンを通して、呼吸同期ソフトウェアを監視し、買収だけ呼吸サイクルの静止（動かない）部分（ 図中に発生するようにMRIシステムに「トリガ」（有効期限のソフトウェア検出）、信号間の遅延時間を調整する図2（a）、グレーラインの安定した部分）。 100-400ミリ秒の間のトリガ遅延は、動物の呼吸パターンに応じて必要である。これは人工を減らすのに役立ちます呼吸運動（ 図3e）で発生した事実。
6. 利用可能な場合は、カスタム取得時間の追加の25分を必要とする、「ON」に設定されている「ブリップを逆」でシーケンスを繰り返す。
   注：（ステップ3の間、感受性アーティファクト補正に必要）カスタム「逆ブリップ'配列^9が利用できない場合、単一EPI位相エンコード方向が可能であり、逆にブリップ配列の修飾は、位相エンコード方向の選択（右ことができ、一方、 ）対左または左から右。
7. 撮影が終了すると、ホルダーから動物を削除し、そのケージに戻す。それは胸骨横臥位を維持するのに十分な意識を取り戻したまでは無人の動物を放置しないでください。

3.画像処理

1. 直接システムからDICOM形式のシステムからデータをエクスポート（望ましい）またはカスタムまたはTHIRを使用してNIFTI形式にデータを変換するD·パーティのソフトウェア。
2. 感受性アーティファクト補正を行う。
   1. FSLまたは他のMRIのソフトウェアパッケージで提供のユーティリティを使用して、単一のファイルにスキャンからそれぞれB = 0ボリュームを抽出します。各位相エンコード方向に1つのファイルが必要です。
      注：各スキャンは、長手方向の拡散重み付けの8スキャン続く横方向の拡散重み付け変化するb値の8スキャンからなった場合、画像ファイルが1 ^番目にbは0スキャンを含み、 9 ^番目のボリューム、および抽出し、次のシェルコードで組み立てることができます。
      fslroi $ {まで} _dwi_masked.nii.gzのTEMP1 0 1
      fslroi $ {まで} _dwi_masked.nii.gzのTEMP2 8 1
      fslroiの$ {ダウン} _dwi_masked.nii.gz TEMP3 0 1
      fslroiの$ {ダウン} _dwi_masked.nii.gz TEMP4 8 1
      fslmerge -t blip_both TEMP1 TEMP2 TEMP3 TEMP4
      （ここで、この場合は、最大$と$がダウンして正常にスキャンされ、それぞれ、位相エ​​ンコード方向を逆転で）。
   2. 縮小画像の歪みアーティファクトで補正ファイルを作成するFSL ^10,11に「topup 'コマンドを使用します。パラメータマップを作成するために使用される生のDWI画像にこの補正を適用する。
      注：コマンドの使用手順で見つけることができますhttp://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/TOPUP/TopupUsersGuide 。この場合、次のようにコマンドを使用するには、サンプルコードは、次のとおりです。
      topup --imain = blip_both_nlmf_b0images_masked.nii --datain = .. / topup_data.txt --config =。/ b02b0_ratspine.cnf --out = topup_splines_nlmf --iout = $出--verbose --logout = topuplog.log
      {最大} dwiup = `1！$ * dwi_nlmFilt.nii`
      dwidown =は `のLSの$ {ダウン} * dwi_nlmFilt.nii`
      applytopup --imain = $ {dwiup}、$ {dwidown} --datain = .. / topup_data.txt --method = JAC --inindex = 1、$ IND --topup = topup_splines_nlmf --out = DWI _ $ {から} -v
      ラットのスピンのために$ {FSLDIR} /etc/flirtsch/b02b0.cnfのデフォルトのファイルをコピーして編集10倍--warpres内の値と--fwhmラインのそれぞれを減らすことによってアルコード。
3. 拡散重み付け画像は、標準的なDTIパラメータマップを計算するために、そのようなFSLの拡散ツール¹²またはカミノ¹³として使用するソフトウェアパッケージ（ParavisionでDTIスキームまたは類似のカスタム設計を使用して）、少なくとも6つの非直交方向に沿って取得された場合。そうでない場合、以降のステップ3.4に示されるように、例えば、唯一の2方向に沿って拡散強調を用いた有用な指標を生成するためのカスタム手順を使用。
4. fslviewにTOPUPが出力した補正後のDWIファイルをロードし、選択して "ファイル - >マスクを作成」メニューから。 1（例えばGM、背側WM、またはWMの腹外側）組織型内の関心領域を描画するために鉛筆ツールを使用してください。このファイルを保存し、後で使用するための任意の他の所望のROIのために繰り返します。
   注：脊髄からセグメントのROIに他の手順は^、14,15の文書化されていると上級ユーザー向けのが好ましい場合がある。
5. DWIファイルをマスクし、次のコマンドを使用して、各画像ボリュームのためのROI内の平均信号を算出するために、ROIファイルを使用します。
   fslstats -t DWI_corrected.nii.gz -k GM_mask.nii.gz -M
6. 横方向の信号のためのベクターとして、MATLABなどの数値計算プログラムへの最初の8の結果をコピーします（例えば、それsig_Tを呼ぶ）、およびB-の数である8縦信号（SIG_L）、のためのベクターとしての第2の8の結果値が使用。
   1. 8 b値のベクトルとして数値計算プログラムで、b値をコピーします。横方向及び縦方向用のb値が同一であった。可能であれば、実効b値ではなく、名目上のb値は、「効果的なB値」としてステップ2.3.5からパラメータウィンドウに表示されているスキャナから得られるべきである。
   2. 目にb値データ対信号に合わせて数値計算プログラムのカーブフィッティングツールボックスを使用してくださいeは、コマンドプロンプトでcftoolsを入力して、モデルを希望する。これを行うには、「データを...」をクリックし、XデータとしてY-データとして信号ベクトルとb値を選択します。 「フィッティング...」をクリックして、「フィットの種類」の下の「カスタム式」を選択し、次にフィッティングのための式を入力して「新規」をクリックして、「一般的な方程式」。
7. 標準の拡散モデルに適合させるために、式を入力します。
   S0 *のexp（-x * D）」（1）
8. 拡散と2次の項（尖度、K）が含まれ、モデルに合うように、ガウス拡散¹⁶からの偏差を測定するために、式を入力します。
   S0。* EXP（-x。* D +（1/6）。*（X。* D）。^ 2 * K）」（2）
9. 「適用」「OK」をクリックします。出力ウィンドウに拡散率の推定値（D）を観察し、尖度（K）。セレクタ、sig_T（またはSIG_L）を選択式で使用するためのデータ（1）：「データ·セット」で、または（2）と、「適用」をクリックします。
10. 横方向と縦方向の拡散係数を使用して異方性指数（AI）を計算します。
    AI =（D _L -D _T）/（Dの_L + D _T）（3）
    これはDTIモデルから計算された異方性比率（FA）に似ています。尖度として異方性指数も拡散率の代わりに、横方向および縦方向の尖度を用いて計算することができる。
    この方法は、このモデルから各パラメータのマップを作成するために、脊椎内の各ボクセルに対して曲線フィッティングツールのコマンドライン操作を使用することも可能である等K _{T、D T、}としてモデルパラメータの値を与える注記。代替のフィッティング方法を用いてもよいし、他の場所で詳述されている^。17

結果

モーションアーチファクトを最小限に抑えるための適切な手続きは、ラット頸髄の高品質な拡散強調画像になる。カスタム呼吸ゲーティングを用いた（ 図2）、脊椎（ 図3B及びC）外部の組織からの不要な信号が飽和し、磁場感受性の歪み補正は、 図4および図5のものと拡散強調画像を生成する。不適切なまたは非ゲート制御画像正しいゲーはアーティファクトの自由であるのに対し、（ 図3E）のゴーストの形での成果物につながる。

12スライス全体の拡散強調画像の目視検査は、その微細構造に関連する脊髄の特徴を明らかにする。具体的には、より大きな拡散強調（b値）と悪化する拡散強調画像上の大きな信号損失、組織結果のより速い拡散。拡散強調はperpendic行わで拡散が遅いと軸索に垂直に制限されているため、脊髄軸にウラル、コードの周囲に沿って白質は、明るく表示されます。それはすべて、単一の方向に沿って整列されていない軸索および細胞体で構成されているので、これとは対照的に、コードの中心領域内の灰白質は、暗く見える。灰白質は比較的明るく、一方の拡散が、軸索に沿って高速であるので、暗い外観と白質の平行方向結果の比較では、拡散強調。平行および垂直方向が異なるb値で白と灰白質の間で最良のコントラストを持っているのでそれは、独立した拡散強調画像が異なるb値について示されていることに注意することが重要です。

数学的形式主義を使用して拡散強調画像の全てを組み合わせること拡散パラメータのマップが表示されるようにします。白と灰白質からの平均信号がDIFに対してプロットされている平行および垂直方向のための融合重み係数（b値）。この定量的なデータを図4に示した拡散強調画像を強化する。灰白質方向にあまり依存しないのに対し、具体的には、白質は、拡散強調（縦または横）方向に強い依存性を有する。同様に、拡散尖度収量この同じ依存性を強調する拡散パラメータ（ 図6B）の定量マップの式を用いて各ボクセルの信号のフィッティング。白質は、拡散（AID）と尖度測定（AIK）の両方に対して高度の異方性を有している。したがって、横方向の拡散および尖度組織学的研究から知られている脊髄の根本微細構造を明らかにする。ライブで取得されたが、動物を麻酔し、これらの拡散パラメータは、例えば、軸索密度および直径などの微視的組織特性を反映する。における変化怪我や病気によって引き起こされるそれ自体の対策は非侵襲的に損傷の結果と有望な治療法の効果を評価するために有用であろう。ラット頸髄の拡散強調イメージングは​​、したがって、脊髄損傷および脊髄の病気の前臨床試験のためのツールになることがあります。

図1：子宮頸部脊髄MRI用コイルホルダの設計カスタム直交ボリュームコイル（ドーティサイエンティフィック社）を高感度及び均一性頸椎に画像を形成するために使用した。麻酔や医療空気がラットの鼻の周りに快適にフィットするノーズコーンの中に示されたガスポートによって配信されます。呼気および過剰ガスがわずかな真空下で排気ラインに捕捉される。ラットのヘッドは門歯の周囲に配置一口バーと耳のバーを配置しdelicで固定されているately外耳道の中。呼吸モニタおよび温度プローブなどの他の生理学的モニタリングコンポーネントは、図示されていない。

図2：呼吸ゲーティング方式 。ゲーティングユニットからの典型的な呼吸トレース（灰色）およびトリガー（赤）が概略的に示されている（A）。繰り返し時間（TR）内に等間隔の時間に、ゲートの典型的な実装（B）において、単一のトリガは、全てのスライス（12ここに示す縦線）を取得するために使用される。 TRは、典型的な期間を超えている場合、いくつかのスライスが呼吸中に発生した動き（赤）の影響を受けやすい。変更されたスキーム（C）において、スライスのサブセットは、その後のトリガの後に取得された他のスライスと、遅延に続くトリガ（6がここに示されている）の後に迅速に取得される。効果的に、TRはシーケンス内の遅延を再配置することにより、2つの方式の間で同一である。

図3：MRIスライス位置、飽和バンド、およびモーション制御十二軸切片は、脳幹および小脳の交点から一貫性のある距離に位置する最も前方のスライスとのスカウト画像（A）上に配置した。飽和帯（B）は、関心領域外の不要な信号を除去するために添加した。拡散強調（C）とを明確に用いるカスタムゲーティング方式と拡散強調（D）を有する1つのない画像は、脊髄の解剖学的構造を示し、アーチファクトを含まない。非最適化されたゲーティング方式または不適切な呼吸ゲートと、拡散強調画像は、損失としてアーティファクト（E）を示すコード内の信号、または破損してその後の分析。うコード外の複数の「幽霊」のこの図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。

図4：代表的な拡散強調画像 、テキストに記載されて最適化を使用して、高品質の拡散強調画像が脊髄主軸に対する拡散重み付け適用横（A）及び縦（B）で得た。別のb値は、例示の目的のために、白質および灰白質の間で最良のコントラストを提供する、各方向のために示されている。各方向またはb値の場合は、すべての12のスライスが約90秒で取得した。ロード/ 52390 / 52390fig4large.jpg「ターゲット= "_空白">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。

図5：逆相エンコード補正処理このプロトコルで概説されるように、左の列は、（イメージ"をアップブリップ」）DWIシーケンスで撮像さ単一のスライスを示している。中央の列は順序がに設定されて「逆ブリップ」で2回獲得した示している」に。」最初の画像に延伸表示される機能は、中央の列に圧縮どのように表示されるかに注意してください。右の列はTOPUPを用いて補正拡散強調画像を示している。一番上の行は、非拡散強調画像は、中央の列は、横方向に適用される拡散重み付け一例であり、下段は、長手方向に印加拡散重み付けの例である。//www.jove.com/files/ftp_upload/52390/52390fig5large.jpg「ターゲット= "_空白">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。

図6：拡散率及び尖度のマップを計算さ正規化された信号（画像強度）が横（T）、縦（L）拡散エンコード方向のための拡散強調（b値）の関数としての（A）にプロットされている。高品質の地図拡散率（D）の（B）、尖度（K）、および異方性（AI）は、各ボクセルの信号から計算し、脊髄組織のユニークな特徴を明らかにしている。具体的には、白と灰白質の間のパラメータと同様に、白質領域における地域差に明確な差がある。 viにはこちらをクリックしてくださいこの図の拡大版をEW。

ディスカッション

ここで説明した技術は、インビボでラッ​​トの脊髄の高品質の拡散強調画像を提供することができる。画像品質は、多くの要因に依存するが、脊髄が重要であるいくつかの独特の問題がある。

モーションは修正されない場合には、使用できない画像をもたらすことが重要な課題である。したがって、MRIセッション中注意深い監視が必要である。画像アーチファクトは、動きと一致している最初のスキャンで観測された場合、取得を停止し、これらの後処理で除去することが困難であるため、アーチファクトを除去するためのステップを取る。呼吸コンピュータが呼吸監視装置からの強い、定期的な信号を受信して​​いることを確認してください。呼吸ベルトは一貫性のある信号を提供しますが、動物の呼吸を制限しない正しいテンションのために調整する必要があります。常に麻酔の適切なレベルを維持する。 1.5から2.0パーセントのイソフルランは、私たちの体験で使用されているCE。同様に、動物の脊椎の全体的な移動の減少は、アーチファクトのない画像を提供するための別の重要な態様である。心周期に関連するCSFの脈動による大幅な運動を経験する人間の脊髄とは異なり、齧歯類におけるCSFの脈動は、主に呼吸サイクル¹⁸と関連している。それは完全にコード内のすべての動きを排除することは困難であるが、それは多くの場合、試行錯誤によって達成される可能な範囲への動きを低減するために特に重要である。さらに、様々な神経傷害または障害を持つラットは、ここに概説されている手順の適応を必要とするかもしれない異常な呼吸数または他の生理学的合併症を持っていることがあります。

この目的に合わせ、画像再構成手順に沿って呼吸同期のためのパルスシーケンスに対する改変、removすることができない不均一な磁場による歪みの影響を最小限に抑えるMRIシステム上で実行さ調整のエド。

同様に、画質は、撮像時間の持続時間に依存する。この例では、唯一つの方向に沿って拡散重み付けの数を制限することは、総撮像時間の短縮を可能にした。このアプローチの限界は、もはや他の多くの研究のための標準である完全なテンソル解析（DTI）と互換性がないことである。同一の捕捉時間を維持しながら、あるいは、より少ない平均より拡散方向又はb値を使用すると、より良い特性評価を可能にすることができる。以前の研究では、2方向のアプローチは、6方向（DTI）アプローチ¹⁹と一致する情報を提供することが示されているが、注意がスライス（拡 ​​散方向）ように注意する必要があり、正確に沿って垂直にコードに配向されている。しかし、複数のBの値を取得することは、より良い特性評価および尖度の数学的なフィッティングを可能にし、単一のB-バリューの使用をお勧めされているE。また、完全な配列は、磁場感受性アーチファクトの影響を低減し、平均化を介して全体的な画質を向上させる逆位相エンコード方向で繰り返した。最後に、私たちのプロトコルで使用される画像の解像度は、白と灰白質の明確な分離を提供します。これは、多くの場合、より長いスキャン時間を犠牲以上のアーティファクトの可能性に来るが、より高い解像度の画像は、可能である。

高周波コイルは、パルスシーケンス、および後処理方法の改良はすべてこの方法の将来の適応に脊髄のイメージングを向上させる効果を有するであろう。例えば、表面コイルは、マウスで観察されたものと同様画質の向上に有益である可能性がある^。20これらの措置は、脊髄損傷の臨床診断および管理のためのバイオマーカーとして有用であることの高い可能性を有する。

材料

この記事で使用された材料の一覧

名前	会社	カタログ番号	コメント
小動物イメージングRFコイル	Doty	SAIP400-H-38-S
呼吸ゲーティングシステム	SAインスツルメンツ	1030
MRスキャナーBruker		Biospec 94/30 USR