Name: Een magnetische resonantie beeldvorming Protocol voor beroerte begin tijd schatting in permanente cerebrale ischemie (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2017-09-16T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 59 s
Description: Leer een kwantitatieve MRI-methode om het tijdstip van beroerte te schatten bij permanente cerebrale ischemie in een ratmodel. Dit protocol gebruikt T1- en T2-relaxatietijden voor nauwkeurige timing.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

BLM is een ontvanger van EPSRC PhD studententijd en ontving een reisbeurs aan Universiteit van Oost-Finland uit de School van experimentele psychologie, Universiteit van Bristol. MJK wordt gefinancierd door het Instituut van Elizabeth Blackwell en Wellcome Trust fund van de internationale strategische ondersteuning [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ en OHJG worden gefinancierd door de Academie van Finland, UEF-Brain strategische financiering van Universiteit van Oost-Finland en door Biocenter Finland. Het werk werd gesteund door de Dunhill medische Trust [subsidie nummer R385/1114].

dierlijke procedures werden uitgevoerd volgens de richtlijnen van de Raad van de Gemeenschap van het Europese 86/609/EEG richtlijnen en goedgekeurd door het Animal Care en gebruik Comité van de Universiteit van Oost-Finland, Kuopio, Finland.
 1. dier Model <ol><li>verdoving mannelijke Wistar ratten met een gewicht van 300-400 g met Isofluraan in N 2/o 2 stroom (70/30%.) via een gelaatsmasker voor de duur van de operatie en MRI experimenten. Induceren van verdoving in geventileerde kap. Handhaven van Isofluraan niveaus tussen 1.5 en 2,4%.
	<ol><li>Monitor diepte van verdoving tijdens MRI van ademhaling frequentie via een pneumatische kussen onder de romp. Gebrek aan respons om te knijpen reflex is opgevat als een teken van voldoende diepte voor chirurgische anesthesie. Gebruik Isofluraan scavenger gekoppeld aan een magneet droeg.</li>
	</ol></li> <li>Uitvoeren permanente middelste cerebrale slagader occlusie (MCAO) voor het opwekken van focal ischemische beroerte. Gebruik van de intraluminale draad model voor MCAO en uitgevoerd volgens de methoden gegeven door Longa et al. 22. <ol><li>laat de occluding draad (silicon-PTFE gehard monofil gloeidraad, diameter 0,22 mm) voor de duur van het experiment MRI.</li>
	</ol></li> <li>Analyseren arteriële bloed gassen en pH met behulp van een bloed-analyzer.
	<ol><li>Tijdens de MRI, monitor het ademhalingstarief met een pneumatische kussen onder de romp en de rectale temperatuur met behulp van een rectale temperatuur monitoring systeem geplaatst. Handhaven van een kerntemperatuur dicht bij 37 ° C met behulp van een verwarming pad onder de romp water.</li>
		<li>Onmiddellijk na MCAO, veilige de rat in een wieg in het midden van de magneet droeg met behulp van een rat hoofd houder. Injecteren van 2 mL zoutoplossing intraperitoneally voordat de rats overgeplaatst naar de magneet droeg.</li>
	</ol></li></ol> 2. MRI <ol><li>verwerven MRI-gegevens met behulp van een 9.4T / 31 cm (met de 12-cm kleurovergang insert) horizontale magneet geïnterfacet aan een console die is uitgerust met een actief ontkoppelde lineaire volume zender / quadrature ontvanger spoel paar.</li>
	<li>Scannen elke rat voor maximaal 5 h post MCAO. Tussenpozen per uur (60, 120, 180, 240 min post MCAO), het verwerven van 12 congruently bemonsterd (0,5 mm segment-gap, segment dikte = 1 mm, gezichtsveld = 2.56 x 2.56 cm) coronale segmenten van het spoor van diffusie tensor (2.2.1.), (2) Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2.2.2.) en snel lage hoek schoot T 1 (2.2.3.).
	<ol><li>Verkrijgen het spoor van de diffusie tensor afbeeldingen (D av = 1/3 trace [D]) met drie bipolaire hellingen langs elke as (de duur van het verloop van de diffusie = 5 ms, de tijd van de diffusie = 15 ms) en drie b-waarden (0, 400 en 1400 mm/s-2 s), waar, Δ = 15 ms, &#8706; = 5 ms, echo van tijd (TE) = 36 ms, herhaling tijd (TR) = 4000 ms en Acquisitietijd 7.36 min. =</li>
		<li>Krijgen de volgorde 2 Carr-Purcell-Meiboom-Gill T met 12 echoes voor T 2 kwantificering, waarbij echo-spacing = 10 ms, TR = 2000 ms en Acquisitietijd 4.20 min. =</li>
		<li>Krijgen de snel lage hoek Shot (FLASH) voor T 1, waar de tijd van inversie om de eerste FLASH sequentie (T-10) is 7.58 ms, met 600 ms stappen van 10 inversies maximaal 5407.58 ms, TR = 5.5 ms, tijd tussen inversie pulsen (T ontspannen ) = 10 s en acquisitie tijd 8.20 min. =</li>
	</ol></li></ol> 3. Beeldbewerking <ol><li>berekening van relaxometry en ADC kaarten: berekenen van qT 2, qT 1 en ADC kaarten gebruik van Matlab-functies op de website van de Universiteit van Bristol [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], voor die de input is een pad naar de locatie van de gegevens van de MRI.
	<ol><li>Voor T 2 gegevens, toepassing Hamming filteren in k-space voorafgaand aan de reconstructie van beelden (of in het beeld domein door Convolutie, met gelijkwaardige resultaten oplevert, maar rekenkundig minder efficiënt). Berekenen qT 2 kaarten door het nemen van de logaritme van elke tijdreeksen en oplossen op een voxel-wise basis door lineaire kleinste kwadraten (een bi-exponentiële fit kan ook worden uitgevoerd om de T 2 vervalt, maar de voxel-wise F-proeven tests bleek dat voxels binnen het besturingselement image waarvoor aanvullende parameters niet verdedigbaar).</li>
		<li>Voor T 1 gegevens, toepassing Hamming filteren in k-space voorafgaand aan de reconstructie van de beelden. T 1 montage volgens in verwijzing 23 uiteengezette methoden uit te voeren. Om rekening te houden met het probleem van onbekend teken (als gevolg van het gebruik van grootte beelden), de punt van de laagste intensiteit worden uitgesloten, ofwel naar schatting in de loop van montage met vergelijkbare resultaten.</li>
		<li>Voor verspreiding-gewogen gegevens, gelden Hamming filteren door Convolutie in beeld domein (dit is eenvoudiger als gevolg van de gesegmenteerde k-space-traject). ADC kaarten passen door de methode in 13.</li>
	</ol></li> <li>Identificatie van ischemische weefsel <ol><li>ischemische weefsel op wederkerige D av beelden (1/D av) identificeren als dit duidelijk contrast voor de identificatie van de laesie biedt. Voor het genereren van ischemische volumes van belang (VOI), ischemische weefsel als voxels met waarden een mediane absolute afwijking boven de gemiddelde waarde van de gehele-hersenen 1/D av-distributie te definiëren. Als u wilt identificeren homologe gebieden in het niet-ischemische halfrond, weerspiegelen de ischemische VOI over de verticale as. Handmatig aanpassen niet-ischemische VOIs Voorkom met inbegrip van voxels met cerebrospinale vloeistof.</li>
		<li>Om te bepalen van de relatie van qT 1 en qT 2 met tijd post-MCAO, voor elke rat en -tijdstip, laden de ischemische en niet-ischemische VOIs op qT 1 en qT 2 kaarten. Extract van gemiddelde tijden van de ontspanning en het percentage verschil in qT 1 en qT 2 tussen hemisferen (ΔT 1 en ΔT 2) met behulp van de volgende vergelijking berekenen: < img alt = "Vergelijking" src = "/ bestanden/ftp_ Upload/55277/55277eq1.jpg"/ > waar T x is de gekozen parameter, qT 1 of qT 2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> verwijst naar de gemiddelde tijd voor ontspanning van de ischemische VOI en <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> de gemiddelde tijd van ontspanning in de niet-ischemische VOI. De niet-ischemische VOI moet worden gebruikt, zodat elke rat als haar eigen controle fungeert.</li>
		<li>De volgende criteria gebruiken om te identificeren voxels met verhoogde qT 1 en qT 2: alle voxels binnen de ischemische VOI met ontspanning keer meer dan de mediaan ontspanning-tijd van de qT 1 of qT 2 distributie in de niet-ischemische VOI door meer dan een halve breedte op halve-maximum (HWMH). Deze criteria betekent ontspanning keer moet in het 95-percentiel of hoger om te worden geclassificeerd als &#39; hoge &#39;. Gebruik van de mediane tijd voor ontspanning van de niet-ischemische VOI kunt elke rat om te dienen als haar eigen controle.</li>
		<li>Aan de foto van de ruimtelijke spreiding van ontspanning tijd veranderingen binnen de regio's van verminderde diffusie, identificeren en kleur code voxels met 1 van de verhoogde qT of qT 2 en voxels met zowel verhoogde qT 1 en qT 2 zogenaamde &#39; qT 1 en qT 2 overlappen &#39;.</li>
		<li>Om te bepalen van de grootte van de laesie volgens qT 1 en qT 2, berekenen de parameter-f (zoals geïntroduceerd door Knight et al. 18) van de MRI-gegevens verworven voor elke rat en tijdstip. f 1 en f 2 vertegenwoordit het aantal voxels met hoge qT 1 of qT 2 (respectievelijk) als een percentage van de grootte van de ischemische VOI.
		<ol><li>Gebruik de volgende vergelijking berekenen f 1 en f 2: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> waar <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> verwijst naar de tijd van ontspanning (1 van de qT of qT 2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" /> verwijst naar het aantal &#39; hoge &#39; ontspanning tijd voxels in de ischemische VOI, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> is het aantal &#39; lage &#39; ontspanning tijd voxels in de ischemische VOI en <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, het totale aantal voxels binnen de ischemische VOI. Criteria voor de selectie van voxels met verhoogde qT 1 en qT 2 zijn beschreven in punt 3.2.3. &#39; lage &#39; voxels zijn voxels met ontspanning keer kleiner zijn dan de mediaan qT 1 of qT 2 van de niet-ischemische VOI door een HWHM. Het aftrekken van <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> zorgt voor afname van de ontspanning tijden als gevolg van ischemie of andere pathologieën 17.</li> <li>bepalen van de omvang van &#39; qT 1 en qT 2 overlapping &#39; door het berekenen van de hoeveelheid overlapping van verhoogde qT 1 en qT 2 als een percentage van hele hersenen volumes, hierbij genoemd &#39; V overlappen &#39;. De volgende vergelijking gebruiken: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> waar, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" /> verwijst naar het aantal voxels binnen de ischemische VOI met beide &#39; hoge &#39; qT 1 en &#39; hoge &#39; qT 2 en <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> vertegenwoordigt van het totale aantal voxels in de hele rat hersenen. Bepalen van het aantal voxels in de rat hersenen door handmatig een VOI rond het hele brein te maken op qT 2 relaxometry maps.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. Verificatie van ischemische laesie met Triphenyletrazolium Chloride (TTC) <ol><li>onmiddellijk na de onthoofding, uittreksel zorgvuldig de rat hersenen van de schedel. Voer deze procedure uit binnen 10 min vanaf het moment dat de rat werd onthoofd.</li>
	<li>Winkel hersenen in gekoelde 0,01 M fosfaat gebufferde zoutoplossing (PBS) voordat u met een rat hersenen slicer matrix deel van de hersenen in seriële 1 mm dik coronale plakjes.</li>
	<li>Na afdelen, incubeer elk segment van de hersenen in 20 mL PBS met TTC bij 37 ° C gedurende 30 minuten in het donker, zoals aanbevolen in 24. 1% TTC concentratie weliswaar aanvaardbaar is, gebruikt u 0,5% voor verbeterd contrast.
	<ol><li>Dekking van de containers van de secties in folie te donker houden.</li>
	</ol></li> <li>Na incubatie, verwijderen de TTC-oplossing met behulp van een precisiepipet en spoelen van segmenten in drie wijzigingen van PBS.</li>
	<li>Onmiddellijk segmenten met behulp van een standaard lichte Microscoop en een digitale camera te fotograferen.</li>
</ol> 5. Statistische analyse <ol><li>uitvoeren van statistische analyse met behulp van Matlab en statistische software.</li>
	<li>Vaststellen van de relatie tussen MIJNHEER parameters met de tijd <ol><li>uitvoeren Pearson &#39; s correlaties op gebundelde rat gegevens om te bepalen van de relatie van ΔT 1, ΔT 2, f 1 en f 2 en V Overlappen met tijd post MCAO.</li>
		<li>Voor parameters die een aanzienlijke lineaire relatie (p &#60; 0,05), uitvoeren van lineaire minste vierkante regressie om te bepalen of beroerte begin tijd kan worden voorspeld door het kwantificeren van de parameter van belang. De kwadratische gemiddelde fout (RMSE) gebruiken om te beoordelen van de juistheid van de schatting van de tijd van begin.</li>
	</ol></li> <li>Kwantificering van de grootte van de laesie <ol><li>om te vergelijken laesie maten volgens verschillende qMRI parameters, gedrag one-way gerelateerde ANOVAs en Fisher &#39; s minst significante verschil post-hoc op het gemiddelde aantal voxels in de ischemische VOI en het gemiddelde aantal voxels met hoge qT 1 en qT-2. Verschillen worden beschouwd als significant bij p &#60; 0.05. Als bolvorm veronderstellingen niet voldaan per Mauchly &#39; s bolvorm test, juiste aantal vrijheidsgraden en betekenis waarden volgens de schattingen van de broeikasgassen Geisser.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol><li>Siesjö, B. K. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/3048896">Mechanisms of ischemic brain damage.</a> Crit. Care Med. 16, 954-963 (1988).</li>
<li>Astrup, J., Siesjö, B. K., Symon, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Thresholds+in+cerebral+ischemia%3A+the+ischemic+penumbra%5BTitle%5D)+AND+%22Stroke%22%5BJournal%5D)">Thresholds in cerebral ischemia: the ischemic penumbra.</a> Stroke. 12, 723-725 (1981).</li>
<li>Hacke, W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Association+of+outcome+with+early+stroke+treatment%3A+pooled+analysis+of+ATLANTIS%2C+ECASS%2C+and+NINDS+rt-PA+stroke+trials%5BTitle%5D)+AND+%22Lancet%22%5BJournal%5D)">Association of outcome with early stroke treatment: pooled analysis of ATLANTIS, ECASS, and NINDS rt-PA stroke trials.</a> Lancet. 363, 768-774 (2004).</li>
<li>Rudd, A. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stroke+thrombolysis+in+England%2C+Wales+and+Northern+Ireland%3A+how+much+do+we+do+and+how+much+do+we+need%3F%5BTitle%5D)+AND+%22J+Neurol+Neurosurg+Psychiatry%22%5BJournal%5D)">Stroke thrombolysis in England, Wales and Northern Ireland: how much do we do and how much do we need?</a> J Neurol Neurosurg Psychiatry. 82, 14-19 (2011).</li>
<li>George, M. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Paul+Coverdell+National+Acute+Stroke+Registry+Surveillance+-+four+states%2C+2005-2007%5BTitle%5D)+AND+%22MMWR+Surveill+Summ%22%5BJournal%5D)">Paul Coverdell National Acute Stroke Registry Surveillance - four states, 2005-2007.</a> MMWR Surveill Summ. 58, 1-23 (2009).</li>
<li>Kauppinen, R. A. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/24924265">Multiparametric magnetic resonance imaging of acute experimental brain ischemia.</a> Prog NMR Spectr. 80, 12-25 (2014).</li>
<li>Moseley, M. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Early+detection+of+regional+cerebral+ischemia+in+cats%3A+comparison+of+diffusion+and+T2-weighted+MRI+and+spectroscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Magn+Reson+Med%22%5BJournal%5D)">Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion and T2-weighted MRI and spectroscopy.</a> Magn Reson Med. 14, 330-346 (1990).</li>
<li>Kettunen, M. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Interrelations+of+T%281%29+and+diffusion+of+water+in+acute+cerebral+ischemia+of+the+rat%5BTitle%5D)+AND+%22Magn+Reson+Med%22%5BJournal%5D)">Interrelations of T(1) and diffusion of water in acute cerebral ischemia of the rat.</a> Magn Reson Med. 44, 833-839 (2000).</li>
<li>Wintermark, M., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/18403743">Acute stroke imaging research roadmap.</a> Stroke. 39, 1621-1628 (2008).</li>
<li>Knight, R. A., Dereski, M. O., Helpern, J. A., Ordidge, R. J., Chopp, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetic+resonance+imaging+assessment+of+evolving+focal+cerebral+ischemia.+Comparison+with+histopathology+in+rats%5BTitle%5D)+AND+%22Stroke%22%5BJournal%5D)">Magnetic resonance imaging assessment of evolving focal cerebral ischemia. Comparison with histopathology in rats.</a> Stroke. 25, 1252-1261 (1994).</li>
<li>Madai, V. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((DWI+intensity+values+predict+FLAIR+lesions+in+acute+ischemic+stroke%5BTitle%5D)+AND+%22PLoS+One%22%5BJournal%5D)">DWI intensity values predict FLAIR lesions in acute ischemic stroke.</a> PLoS One. 9, e92295(2014).</li>
<li>Siemonsen, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantitative+T2+values+predict+time+from+symptom+onset+in+acute+stroke+patients%5BTitle%5D)+AND+%22Stroke%22%5BJournal%5D)">Quantitative T2 values predict time from symptom onset in acute stroke patients.</a> Stroke. 40, 1612-1616 (2009).</li>
<li>Jokivarsi, K. T., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/20814006">Estimation of the onset time of cerebral ischemia using T1 and T2 MRI in rats.</a> Stroke. 41, 2335-2340 (2010).</li>
<li>Rogers, H. J., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Timing+the+ischemic+stroke+by+1H-MRI%3A+Improved+accuracy+using+absolute+relaxation+times+over+signal+intensities">Timing the ischemic stroke by 1H-MRI: Improved accuracy using absolute relaxation times over signal intensities.</a> NeuroReport. 25, 1180-1185 (2014).</li>
<li>McGarry, B. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stroke+onset+time+estimation+from+multispectral+quantitative+magnetic+resonance+imaging+in+a+rat+model+of+focal+permanent+cerebral+ischemia%5BTitle%5D)+AND+%22Int+J+Stroke%22%5BJournal%5D)">Stroke onset time estimation from multispectral quantitative magnetic resonance imaging in a rat model of focal permanent cerebral ischemia.</a> Int J Stroke. , (2016).</li>
<li>Calamante, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Early+changes+in+water+diffusion%2C+perfusion%2C+T1%2C+and+T2+during+focal+cerebral+ischemia+in+the+rat+studied+at+8.5+T%5BTitle%5D)+AND+%22Magn+Reson+Med%22%5BJournal%5D)">Early changes in water diffusion, perfusion, T1, and T2 during focal cerebral ischemia in the rat studied at 8.5 T.</a> Magn Reson Med. 41, 479-485 (1999).</li>
<li>Gröhn, O. H. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Graded+reduction+of+cerebral+blood+flow+in+rat+as+detected+by+the+nuclear+magnetic+resonance+relaxation+time+T2%3A+A+theoretical+and+experimental+approach%5BTitle%5D)+AND+%22J+Cereb+Blood+Flow+Metab%22%5BJournal%5D)">Graded reduction of cerebral blood flow in rat as detected by the nuclear magnetic resonance relaxation time T2: A theoretical and experimental approach.</a> J Cereb Blood Flow Metab. 20, 316-326 (2000).</li>
<li>Knight, M. J., et al. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/26661188">A spatiotemporal theory for MRI T2 relaxation time and apparent diffusion coefficient in the brain during acute ischemia: Application and validation in a rat acute stroke model.</a> J Cereb Blood Flow Metab. 36, 1232-1243 (2016).</li>
<li>Thomalla, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((DWI-FLAIR+mismatch+for+the+identification+of+patients+with+acute+ischaemic+stroke+within+4%C2%B75+h+of+symptom+onset+%28PRE-FLAIR%29%3A+a+multicentre+observational+study%5BTitle%5D)+AND+%22Lancet+Neurol%22%5BJournal%5D)">DWI-FLAIR mismatch for the identification of patients with acute ischaemic stroke within 4·5 h of symptom onset (PRE-FLAIR): a multicentre observational study.</a> Lancet Neurol. 10, 978-986 (2011).</li>
<li>Petkova, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((MR+imaging+helps+predict+time+from+symptom+onset+in+patients+with+acute+stroke%3A+implications+for+patients+with+unknown+onset+time%5BTitle%5D)+AND+%22Radiology%22%5BJournal%5D)">MR imaging helps predict time from symptom onset in patients with acute stroke: implications for patients with unknown onset time.</a> Radiology. 257, 782-792 (2010).</li>
<li>Hoehn-Berlage, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Evolution+of+regional+changes+in+apparent+diffusion+coefficient+during+focal+ischemia+of+rat+brain%3A+the+relationship+of+quantitative+diffusion+NMR+imaging+to+reduction+in+cerebral+blood+flow+and+metabolic+disturbances%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Cereb.+Blood+Flow+Metab%22%5BJournal%5D)">Evolution of regional changes in apparent diffusion coefficient during focal ischemia of rat brain: the relationship of quantitative diffusion NMR imaging to reduction in cerebral blood flow and metabolic disturbances.</a> J. Cereb. Blood Flow Metab. 15, 1002-1011 (1995).</li>
<li>Longa, E. Z., Weinstein, P. R., Carlson, S., Cummins, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Reversible+middle+cerebral+artery+occlusion+without+craniectomy+in+rats%5BTitle%5D)+AND+%22Stroke%22%5BJournal%5D)">Reversible middle cerebral artery occlusion without craniectomy in rats.</a> Stroke. 20, 84-91 (1989).</li>
<li>Nekolla, S., Gneiting, T., Syha, J., Deichmann, R., Haase, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((T1+maps+by+K-space+reduced+snapshot-FLASH+MRI%5BTitle%5D)+AND+%22J+Comput+Assist+Tomogr%22%5BJournal%5D)">T1 maps by K-space reduced snapshot-FLASH MRI.</a> J Comput Assist Tomogr. 16, 327-332 (1992).</li>
<li>Joshi, C. N., Jain, S. K., Murthy, P. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((An+optimized+triphenyltetrazolium+chloride+method+for+identification+of+cerebral+infarcts%5BTitle%5D)+AND+%22Brain+Res+Brain+Res+Protoc%22%5BJournal%5D)">An optimized triphenyltetrazolium chloride method for identification of cerebral infarcts.</a> Brain Res Brain Res Protoc. 13, 11-17 (2004).</li>
<li>McGarry, B. L., et al. <a target="_blank" href="https://www.researchgate.net/publication/306930454_Determining_Stroke_Onset_Time_Using_Quantitative_MRI_High_Accuracy_Sensitivity_and_Specificity_Obtained_from_Magnetic_Resonance_Relaxation_Times">Determining stroke onset time using quantitative MRI: High accuracy, sensitivity and specificity obtained from magnetic resonance relaxation times.</a> Cerebrovasc Dis Extra 6. 6, 60-65 (2016).</li>
<li>Fiehler, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Severe+ADC+decreases+do+not+predict+irreversible+tissue+damage+in+humans%5BTitle%5D)+AND+%22Stroke%22%5BJournal%5D)">Severe ADC decreases do not predict irreversible tissue damage in humans.</a> Stroke. 33, 79-86 (2002).</li>
<li>Lestro Henriques, I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Intralesional+Patterns+of+MRI+ADC+Maps+Predict+Outcome+in+Experimental+Stroke%5BTitle%5D)+AND+%22Cerebrovasc+Dis%22%5BJournal%5D)">Intralesional Patterns of MRI ADC Maps Predict Outcome in Experimental Stroke.</a> Cerebrovasc Dis. 39, 293-301 (2015).</li>
<li>Kettunen, M. I., Gröhn, O. H. J., Silvennoinen, M. J., Penttonen, M., Kauppinen, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantitative+assessment+of+the+balance+between+oxygen+delivery+and+consumption+in+the+rat+brain+after+transient+ischemia+with+T2-BOLD+magnetic+resonance+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22J+Ceber+Blood+Flow+Metab%22%5BJournal%5D)">Quantitative assessment of the balance between oxygen delivery and consumption in the rat brain after transient ischemia with T2-BOLD magnetic resonance imaging.</a> J Ceber Blood Flow Metab. 22 (3), 262-270 (2002).</li>
</ol>

De auteurs hebben niets te onthullen.

Het huidige protocol voor schatting van beroerte begin tijd bij ratten gebruikt kwantitatieve diffusie en ontspanning tijd MRI gegevens in plaats van signaal intensiteiten van de respectieve gewogen heer contrast beelden19. Recente gegevens wijzen op minderwaardig prestaties van afbeelding intensiteiten bij het schatten van de streek begin tijd 14,25. In de 'diffusie-positieve' beroerte laesie onze MRI-protocol biedt beroerte begin tijden van qT1 en qT2 MRI gegevens met een nauwkeurigheid van een half uurtje of zo. Het is een algemene tendens dat qT2 gegevens die van qT1 overtreft. De beste nauwkeurigheid voor begin tijd bepaling wordt verkregen uit het volume van overlappende verhoogde qT1 en qT2 (Voverlappen).
De afbeeldingen in Figuur 1 aantonen dat, hoewel de beperkte verspreiding coëfficiënt vrij lijkt uniform, regio's met abnormale qT1 en qT2 zijn ongelijkmatig verspreid binnen de ischemische laesie. Deze bevinding is in overeenstemming met eerdere opmerkingen en is waarschijnlijk te wijten aan de verschillende gevoeligheden van deze qMRI parameters aan pathofysiologische veranderingen veroorzaakt door ischemie 6. Dit suggereert qMRI parameters kunnen informatief van weefsel status en ondersteunt begrippen dat DWI overdreven ischemische schade 26schat. Inderdaad, recente preklinisch bewijs wijst naar de heterogeniteit van ischemische schade binnen diffusie gedefinieerd laesies 27. De combinatie van diffusie, qT1 en qT2 biedt dus mogelijk informatie over beroerte begin tijd en weefsel status, die beide klinisch nuttig voor behandeling besluiten met betrekking tot patiënten met onbekende begin zijn.
Voverlappen en f2 gaf de meest accurate raming van de beroerte begin tijd. Het voordeel van het kwantificeren van ontspanning keer is dat in tegenstelling tot signaal intensiteit ze ongevoelig voor inherente variaties zijn, veroorzaakt door technische factoren zoals magnetisch veld inhomogeneities en proton dichtheid 6, met inbegrip van de verwachte magnetisch veld variatie binnen de ischemische laesie 18. Verminderd van onzekerheid die is gekoppeld aan de begin tijd ramingen van qT1 en f1 zijn waarschijnlijk te wijten aan de bovengenoemde bi-phasic reactie van qT1 op ischemie, die aan de ondiepe helling van de tijd-afhankelijke qT1 bijdraagt 8,15,16te wijzigen. De MRI-gegevens weergegeven (Figuur 2) zijn in overeenstemming met eerdere werken 13,14, in dat het tijdsverloop van ontspanning tijd verschillen tussen de ischemische en contralaterale niet-ischemische hersenen voldoende zijn beschreven door lineaire functies. Het is echter belangrijk op te merken dat de onderbouwing hydrodynamische veranderingen als gevolg van ischemie niet lineaire 1,18 zijn.
Het huidige MRI protocol voor beroerte keer wordt aangetoond in ratten onderworpen aan permanente ischemie met behulp van de Longa et al. procedure 22. In onze ervaring, de Longa et al. procedure mislukt voor het opwekken van MCAO in 10-20% van de ratten, echter kunnen zoals ADC wordt gebruikt om te controleren of de aanwezigheid van ischemie, de experimenten worden beëindigd. Mislukking voor het opwekken van MCAO is vaak te wijten aan gebrekkige occluder draad. Een verdere factor resulterend in experimentele mislukkingen is dat MCAO een zware procedure die dood van maximaal 20% van de ratten tijdens een langdurige MRI-sessie.
Het protocol van de timing van het begin van lijn geldt alleen voor permanente ischemie. In rat focal ischemie met reperfusie, zal de relatie tussen Dav en1 van de qT of qT2 distantiëren Dav herstelt, maar kan niet voor qT1 en qT2 afhankelijk van duur van ischemie voorafgaand aan reperfusie 8,28. Daarnaast is de ontwikkeling van ischemische schade waarschijnlijk meer variabele in lijn patiënten als gevolg van individuele verschillen in factoren die de microcirculatie zoals leeftijd en co-morbiditeit (zoalsdiabetes, hypertensie, hart-en vaatziekten). Deze factoren beïnvloedt onvermijdelijk de tijdafhankelijkheid van de f-1en f2 V in menselijke strekenelkaar overlappen en dus moet onderzocht in klinische instellingen.
Tot slot, qMRI parameters schattingen van beroerte begin tijd op te leveren. Voverlappen en f2 kan de meest nauwkeurige schattingen op te leveren en ook informatieve van weefsel status. qMRI kan daarom zinvol zijn klinisch in termen van medeplichtigheid behandelingsbeslissingen voor patiënten met onbekende begin tijd. Een probleem hier is dat de verhouding van de grijs-naar-witte-stof in hersenen rat veel hoger dan bij de mens is, en hydrodynamica in deze weefseltypes (HLA) hersenen van 18 variëren kanworden beschouwd. Echter verder onderzoek naar de tijdafhankelijkheid van f2, Voverlappen en qT2 bij hyper acute beroerte-patiënten is gerechtvaardigd.

Hersenweefsel is bijzonder kwetsbaar voor ischemie als gevolg van de hoge afhankelijkheid van de oxidatieve fosforylatie voor ATP-synthese en beperkte energiereserves. Ischemie resulteert in subtiele Ionische veranderingen van de tijd-afhankelijke intracellulaire en extracellulaire ruimtes die tot herverdeling van de hersenen water zwembaden, introductie van excitotoxic neurotransmitters en uiteindelijk inleiding van destructieve processen 1 leiden. In brandpunt ischemie, weefselschade verspreidt zich buiten de initiële kern als de bloedtoevoer wordt niet hersteld binnen een bepaalde tijd frame 2. De tijd van het begin van de lijn is momenteel een van de belangrijkste criteria in klinische beslissingen voor de Farmacotherapie van ischemische beroerte, met inbegrip van recanalization door thrombolytic agenten 3. Veel patiënten zijn dus automatisch niet in aanmerking voor thrombolytic therapy vanwege de onbekende symptoom begin tijd, als gevolg van de beroerte die zich voordoen tijdens de slaap ('wake-up lijn'), gebrek aan getuige, of wordt niet op de hoogte van symptomen 4,5. Een procedure die de tijd van het begin van de lijn bepaalt is dus nodig, zodat dergelijke patiënten kunnen worden overwogen voor trombolyse.
MRI sondes water in vivo. Dynamiek van die zijn ernstig verstoord door acute ischemische energie fout 6. Meest in het bijzonder, wordt de diffusie van water geregeld door translationeel (thermische) beweging van watermoleculen verminderd in de vroege momenten van ischemie als gevolg van de storing energie 7. Dit leidt op zijn beurt in zuurstofvrije depolarisatie van neurale cellen 8. Diffusie MRI (DWI) is een gouden standaard diagnostische beeldvorming modaliteit voor acute beroerte 9geworden. De DWI signaal verhoogt snel in reactie op ischemische weefsel worden geïdentificeerd waardoor ischemie, maar toont niet alle tijd-afhankelijkheid tijdens de eerste uren van ischemische beroerte 10. Ook kwantitatieve metingen van diffusie van water zoals de schijnbare diffusie coëfficiënt (ADC) of het spoor van de diffusie tensor (Dav) verminderen snel in ischemische weefsel, maar geen relatie met de tijd vanaf begin van de lijn in de dierlijke lijn weergeven modellen 10 en patiënten 11.
Kwantitatieve MRI (qMRI) ontspanning parameters, qT1en qT2 qT1ρ, worden beheerst door de roterende beweging en de uitwisseling van water waterstofatomen en complexe tijdafhankelijke veranderingen in de hersenen parenchym volgende ischemische weergeven 6van de mislukking van energie. Dergelijke wijzigingen in tijd-afhankelijke ingeschakeld beroerte begin tijd worden geraamd in patiënten 12 en dierlijke modellen van ischemie 13,14,15. In rat focal beroerte, qT1ρ verhoogt bijna ogenblikkelijk na ischemie begin en lineair gedurende ten minste 6 uur 13,14. qT1 ontspanning keer ook vergroten in een tijd-afhankelijke mode in ischemische hersenweefsel die kan worden beschreven door twee keer-constanten zijn: een snelle beginfase gevolgd door een trage fase gedurende uur 8,16. Vanwege deze verhoging tweefase mogelijk het gebruik van qT1 lijn timing ingewikkelder dan die van qT1ρ MRI 15. qT2 ontspanning keer tonen ook een bi-phasic wijzigen in rat focal beroerte, waarbij er is een eerste verkorten binnen het eerste uur, gevolgd door een lineaire verhoging met tijd 13. De eerste verkorting kan worden verklaard door twee parallel lopende factoren, waaronder: (i) de opbouw van deoxyhemoglobin resulterend in de zogenaamde 'negatieve bloed oxygenatie niveau afhankelijk effect' en (ii), de verschuiving van extracellulaire water in de intracellulaire ruimte 17,18. De tijd-afhankelijke toename qT2 is waarschijnlijk te wijten aan cytotoxische en/of vasogenic oedeem met latere uitsplitsing van intracellulaire macromoleculaire structuren 18. Nauwkeurige schattingen beroerte begin tijd in preklinische modellen 14op qT1ρ zowel qT2 gegevens te leveren. qT2 12 en T2-gewogen signaal intensiteit 19,20 hebben ook benut voor beroerte begin tijd schatting in klinische instellingen.
Naast de hersenhelften verschillen in kwantitatieve versoepeling tijden, kan de ruimtelijke spreiding van verhoogde ontspanning keer binnen de ischemische regio ook dienen als surrogaten voor beroerte begin tijd 14. In rat modellen van beroerte, regio's met verhoogde qT1ρen qT2 qT1 ontspanning keer aanvankelijk kleiner zijn dan de verspreiding ischemische laesie omschreven maar toenemen met de tijd 14,15, 21. Kwantificering van de ruimtelijke spreiding van verhoogde ontspanning tijden als een percentage van de grootte van de ischemische laesie kunt vandaar ook lijn begin tijd om naar schatting 14,15. Hier beschrijven we het protocol om beroerte begin tijd in een rat-model van een beroerte met qMRI parameters vast te stellen.

<table><tbody><tr><td></td><td></td><td>Magneetveldsterkte</td><td>Werkingsfrequentie</td></tr><tr><td>MRI-scanner</td><td>Agilent, Santa Clara, CA, USA</td><td>9.4T</td><td>400.13 MHz</td></tr><tr><td>Lineaire volume-transmit RF-spoel</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar, Duitsland</td><td>-</td><td>400.13MHz</td></tr><tr><td>Actief ontkoppelde ontvangstspoel</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar, Duitsland</td><td>-</td><td>400.13MHz</td></tr><tr><td>Rat hoofdhouder</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar, Duitsland</td><td></td><td></td></tr><tr><td>i-Stat handheld bloedgasanalyzer</td><td>i-Stat Co, East Windsor, NJ, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Pneumatische kussenademhalingssnelheidsmonitor</td><td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Knaagdier rectale temperatuurbewakingsapparaat</td><td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Naam</td><td>Bedrijf</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Chemicaliën</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Isofluraan: Attane Vet 1000mg/g</td><td>Piramal Healthcare UK Ltd, Northumberland, UK</td><td></td><td></td></tr><tr><td>2,3,5-Trifenyltetrazoliumboorchloride=TTC</td><td>Sigma-Aldrich, Gillinham, Dorset, UK</td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

een magnetische resonantie beeldvorming protocol voor beroerte begin tijd schatting in permanente cerebrale ischemie

A Magnetic Resonance Imaging Protocol for Stroke Onset Time Estimation in Permanent Cerebral Ischemia

MRI biedt een gevoelige en specifieke beeldvorming instrument om te detecteren van acute ischemische beroerte door middel van een beperkte diffusie-coëfficiënt van hersenen water. In het model van een rat van ischemische beroerte, verschillen in kwantitatieve T1 en T2 MRI ontspanning tijden (qT1 en qT2) tussen de ischemische laesie (afgebakend door lage diffusie) en het contralaterale niet-ischemische halfrond verhogen met de tijd vanaf begin van de lijn. De afhankelijkheid van de tijd van MRI ontspanning tijdverschillen heuristisch wordt beschreven door een lineaire functie en biedt dus een eenvoudige raming van beroerte begin tijd. Bovendien verhogen de hoeveelheid abnormale qT1 en qT2 binnen de ischemische laesie lineair met tijd bieden een complementaire methode voor beroerte timing. Een (semi-) geautomatiseerd computer routine gebaseerd op de gekwantificeerde verspreiding coëfficiënt is bedoeld om te bakenen acute ischemische beroerte weefsel in rat ischemie. Deze routine bepaalt ook hemisferische verschillen in qT1 en qT2 ontspanning keer en de locatie en het volume van abnormale qT1 en qT2 voxels binnen de laesie. Onzekerheden die is gekoppeld aan de schatting van de tijd van het begin van qT1 en qT2 MRI gegevens variëren van ± 25 min tot ± 47 min voor de eerste 5 uur van een beroerte. De meest accurate schatting van de tijd van het begin kan worden verkregen door het kwantificeren van de hoeveelheid overlapping van abnormale qT1 en qT2 laesie volumes, aangeduid als ' Voverlappen' (± 25 min) of door het kwantificeren van de hersenhelften verschillen in qT2 ontspanning keer alleen (± 28 min). Globaal, qT2 afgeleide parameters beter te presteren dan die van qT1. Het huidige protocol van de MRI is getest in de hyperacute fase van een permanente focal ischemie-model, dat niet voor voorbijgaande focale hersenen ischemie gelden kan.

Over ratten de bloed gas profielen waren als volgt: SO2 95,8 ± 3,2%, PeenCO2 51.6 ± 2,9 mmHg en pH 7.30 ± 0,04.
Typische Dav, qT2 en qT1 beelden van een centraal segment van een representatieve rat op 4 tijd punten post MCAO worden weergegeven in de eerste 3 panelen van Figuur 1a. Beelden in de andere deelvensters van Figuur 1 tonen de automatisch gedetecteerde ischemische laesie in rood en regio's binnen de ischemische laesie met verhoogde qT1, qT2 en regio's met Voverlappen zijn getoond in groen. Van 2 h post-MCAO, regio's met hoge qT1 binnen de ischemische laesie waren aanzienlijk groter dan hoge qT2 (p &#60; 0,01), maar geconvergeerde met de tijd (Figuur 1). De ischemische laesie door Dav was ook groter dan de regio's van hoge qT1 (p &#60; 0,05) en qT2 (p &#60; 0.05) in de eerste twee uur.
De afhankelijkheden van de tijd van de qMRI parameters worden weergegeven in Figuur 2. Alle parameters van de qMRI waren significante predictoren van tijd post MCAO (ΔT1: R2 = 0.71, ΔT2: R2 = 0,75, f1: R2 = 0,53, f2: R2 = 0.82, V overlappen: R2 = 0,87). Op basis van de RMSE voor elke parameter, onzekerheden gekoppeld raming van de tijd sinds begin van de lijn werden ± 37 min voor ΔT1, ± 28 min voor ΔT2, ± 47 min. voor f1, ±34 min voor f2en ±25 min voor Voverlappen. Dus, Voverlappen gaf de meest accurate schatting van de tijd sinds begin van de lijn.
TTC-verkleuring van de hersenen monsters rond 6 uur nadat MCAO gecontroleerd onomkeerbare ischemische schade overwegend in grijze stof (Figuur 1 d).
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
Figuur 1: verandering in de qMRI parameters als gevolg van ischemische beroerte in een voorbeeld-rat. (een) voorbeeld qMRI beelden over een periode van 4 h van ischemie. De eerste vier kolommen tonen Dav kaarten, qT2 kaarten, qT1 kaarten en T2 gewogen beelden respectievelijk. Overige kolommen tonen dat de Dav maps met verschillende voorstellingen van de automatisch gesegmenteerde laesies. De automatisch gedetecteerde Dav laesie is in kolom 5 in het rood weergegeven. In kolom 6 de D wordtav laesie weergegeven in rood met voxels met hoge qT2 in het groen weergegeven. In kolom 7 de D isav laesie met hoge qT1 voxels getoond in groen in rood weergegeven. In kolom 8 is de Dav laesie in rood met voxels met zowel verhoogde qT1 en qT2 (Voverlappen) getoond in groen weergegeven. (b) toont de verdeling van qT2 in de laesieav D als functie van tijd post MCAO, evenals de niet-laesie qT2 verdeling op moment nul. (c) toont de bijbehorende qT1 distributies, de aangrenzende legende met betrekking tot zowel panelen (b) en (c). (d) toont een segment van TTC gebeitste hersenen nadat het dier geofferd werd op 6 h post-MCAO. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
Figuur 2: de relaties tussen tijd post-MCAO en qMRI parameters relevant zijn voor de timing van ischemie. (een) toont f1, (b) de f2, (c), Voverlappen, (d), ΔT1 en (e), ΔT2. Best geschikt voor elke parameter (vaste rode lijn) en RMSE bars (effen zwarte lijnen) worden weergegeven. Gestippelde lijnen vertegenwoordigen elk van de afzonderlijke 5-rats onderworpen aan MCAO. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.</a>

Een protocol voor beroerte begin tijd schatting in een rat-model van een beroerte exploitatie van kwantitatieve magnetische resonantie beeldvorming (qMRI) parameters is beschreven. De procedure exploiteert verspreiding MRI voor afbakening van de acute beroerte laesie en kwantitatieve T1 , T2 (qT1 en qT2) ontspanning keer voor timing van een beroerte.

Een magnetische resonantie beeldvorming Protocol voor beroerte begin tijd schatting in permanente cerebrale ischemie

MRI provides a sensitive and specific imaging tool to detect acute ischemic stroke by means of a reduced diffusion coefficient of brain water. In a rat ...

Magnetische resonantie-imaging biedt een gevoelige en specifieke tool voor het detecteren van een acuut ischemisch infarct door het bepalen van de schijnbare diffusiecoëfficiënt van hersenweefsel, aangeduid als ADC. In een ratmodel van ischemische beroerte namen hemisferische verschillen in kwantitatieve T1- en T2-relaxatietijden binnen de ischemische laesie toe naarmate de tijd sinds het begin van het infarct vorderde. De tijdsafhankelijkheid van deze verschillen wordt heuristisch beschreven door een lineaire functie, waardoor eenvoudige schattingen van het tijdstip van het begin van het infarct mogelijk zijn.De volumes van weefsel met verhoogde T1- en T2-relaxatietijden binnen de ischemische laesie nemen ook lineair toe, wat een aanvullende methode biedt voor de bepaling van het tijdstip van het infarct. Hier presenteren wij een semi-automatische computerroutine die ADC gebruikt om acuut ischemisch beroekt weefsel af te bakenen in de hyperacute fase van permanente focale ischemie. Verhoogde relaxatietijden die eveneens binnen het ischemisch beroekt weefsel worden geïdentificeerd, worden gebruikt om het tijdstip van het begin van het infarct te bepalen.Mannelijke Wistar-ratten met een gewicht van 300 tot 400 gram werden gebruikt en kregen een permanente occlusie van de arteria cerebri media om een focale ischemische stroke te induceren. Gedurende de operatie en de MRI-experimenten wordt de rat geanestheseerd met isofluraan via een gezichtsmasker. Na het maken van een incisie in de nek wordt de trachea blootgelegd en worden de spieren van de trachea gescheiden.De wond wordt uitgebreid om de weg naar de arteria carotis communis of CCA vrij te maken. De CCA wordt blootgelegd, waarbij het aangrenzende zenuwbundel wordt vermeden. Een microhaak wordt gebruikt om de CCA te grijpen en de arteria carotis externa, de ECA, en de arteria carotis interna, de ICA, bloot te leggen.De circulatie van de CCA wordt geblokkeerd met chirurgisch garen. De ECA wordt gehecht. Het glomus caroticum wordt gescheiden van de ICA en de bifurcatie van de ICA wordt gelokaliseerd om ervoor te zorgen dat, wanneer de occluderende draad wordt ingebracht, deze de linker arteria cerebri media bereikt en blokkeert.Een losse hechting wordt rond de ICA aangebracht. In de ICA wordt een clip geplaatst, zodanig dat deze dieper ligt dan de hechting. De ECA wordt dicht bij de dubbele knoop gehouden die rond de arteria carotis externa is gelegd.Het overtollige deel van de ECA wordt afgebrand om bloedingen vanuit de ECA te voorkomen. De occlusiedraad wordt in de ECA ingebracht en de ICA wordt uitgelijnd met de ECA. De draad wordt vervolgens tot aan de clip voortgeduwd.De losse hechting wordt vervolgens aangetrokken zodat de draad nog steeds in de ECA kan schuiven. De clip wordt daarna verwijderd en de occluderende draad wordt verder voortgestuwd totdat er ongeveer twee centimeter is ingebracht. Er wordt een extra knoop toegevoegd zodat de losse knoop een dubbele knoop wordt.De hechtingen worden vastgeknoopt en de retractoren worden verwijderd. De wond wordt vervolgens gesloten. Direct na de occlusie wordt de rat met behulp van oordopjes en een beetblok vastgezet in een houder in het midden van de 9,4 Tesla magneetstaaf.Tijdens de beeldvorming worden de isofluraanniveaus op ongeveer 2% gehouden en wordt de temperatuur nabij 37 °C gehouden met behulp van een verwarmingsmatje dat onder de romp van de rat is geplaatst. Tijdens de beeldvorming worden de ademhalingsfrequentie en de rectale temperatuur gemonitord. MRI-gegevens worden tot vijf uur na de occlusie verzameld en met uurgaten worden er 12 congruent bemonsterde axiale coupes van de diffusion tensor trace, CPMG T2 en Flash T1 verkregen.De details van de sequentieparameters staan vermeld in het manuscript. Aan het einde van het experiment worden de ratten geofferd en wordt er een Triphenyl Tetrazolium Chloride- of TTC-kleuring uitgevoerd om de aanwezigheid van ischemie in de rattenhersenen te bevestigen. De details voor de TTC-kleuring zijn opgenomen in het manuscript.Nadat de MRI-gegevens waren verkregen, streefden we vervolgens naar de ontwikkeling van een semi-automatische methode om het ischemische weefsel te detecteren en de relaxometrische signatuur ervan te karakteriseren. T2-relaxatie werd gemodelleerd als een mono-exponentieel verval. T2-kaarten werden gefit door het natuurlijk logaritme-algoritme langs de echo-tijd dimensie toe te passen en een lineaire functie per voxel te fitten.De T1-relaxatie werd gemodelleerd als een mono-exponentiële terugkeer naar de equilibrium-magnetisatie en gefit met de binary chalk-methode. ADC-kaarten werden berekend op basis van een verondersteld mono-exponentieel signaalverlies ten opzichte van de B-waarde. Met alle kwantitatieve beelden beschikbaar kon ischemisch weefsel worden geïdentificeerd met behulp van de reciproke ADC-kaarten.Deze kaarten werden zodanig gedrempeld dat weefsel als ischemisch werd geclassificeerd als de reciproke ADC één mediaan absolute deviatie boven de mediane reciproke ADC van niet-ischemisch weefsel uitkwam. Dit proces kon automatisch en objectief worden uitgevoerd. Nadat het ischemische weefsel was afgebakend, werd de distributie van T1 en T2 in elk volume van interesse berekend.Om de distributie van T1 en T2 in het contralaterale hemisfeer te verkrijgen, is het volume van interesse voor het ischemische weefsel gespiegeld. In dit voorbeeld is te zien dat de T1- en T2-distributies met de tijd na het ontstaan naar rechts verschuiven. Om de veranderingen in de distributies van T1 en T2 in de tijd te beschrijven, gebruiken we twee verschillende parameters.De parameter f is als volgt gedefinieerd. Dit biedt een heuristische parametrisering van het fractie voxels in de ischemische laesie die ongewoon hoge of lage T1- of T2-waarden hebben. Er is vereist dat een voxel in een T1- of T2-kaart kan worden gecategoriseerd als zijnde een hoge, lage of normale waarde.Een hoge T1- of T2-waarde in de ischemische laesie werd gedefinieerd als een waarde die meer dan 1/2 van het maximum boven de mediaan T1 of T2 van het niet-ischemische volume of interest lag. F1 is de fractie ischemische voxels met hoge T1-waarden, F2 de fractie voxels met hoge T2-waarden. Ten tweede wordt het overlapvolume binnen de ADC-regio's waar ischemisch weefsel met zowel een hoge T1 als een hoge T2 is geïdentificeerd, berekend en genormaliseerd naar het totale hersenvolume.De F1, F2 en het overlapvolume werden berekend voor alle ratten op alle meetmomenten. Deze werden vervolgens afzonderlijk gebruikt om het beginstijdstip van de ischemie terug te berekenen door middel van een lineair model. Op deze manier kon de onzekerheid in de beginstijden worden berekend.Deze onzekerheden werden geparametriseerd door de root-mean-square error van de lineaire fit. Bij de diffusie-positieve stroke-laesie namen alle parameters lineair toe met de tijd. En op basis van de root-mean-square error-foutenmarges levert ons protocol schattingen van het tijdstip van het begin van de beroerte met een nauwkeurigheid van een half uur.Het is een algemene trend dat de T2-gegevens beter presteren dan T1 en dat de beste nauwkeurigheid voor de bepaling van het beginstijdstip wordt verkregen uit het volume van overlappende verhoogde T1 en T2. Gebieden met abnormale T1 en T2 zijn heterogeen verspreid binnen de ischemische laesie, waarschijnlijk als gevolg van de verschillende gevoeligheid van deze kwantitatieve MRI-parameters voor pathofysiologische veranderingen veroorzaakt door ischemie. Dit suggereert dat kwantitatieve MRI-parameters ook informatief kunnen zijn over de weefselstatus. Hier presenteerden we een MRI-protocol waarmee het beginstijdstip van het beroerte met aanzienlijke nauwkeurigheid kan worden geschat en dat daarmee informatie verschaft over de status van het hersenweefsel tijdens permanente ischemie.Het voordeel van het kwantificeren van relaxatietijden voor het schatten van het tijdstip van het begin van een beroerte is dat ze ongevoelig zijn voor inherente variaties veroorzaakt door technische factoren, zoals inhomogeniteiten in het magnetische veld en protondichtheid, inclusief de verwachte variatie van het magnetische veld binnen de ischemische laesie. Men moet er rekening mee houden dat het huidige protocol alleen van toepassing is op permanente ischemie en dat de in het artikel vermelde MRI-gegevensverwervingsparameters specifiek zijn voor de gebruikte 9.4 Tesla MRI-scanner. Onze eerdere studies in het bijgevoegde artikel tonen aan dat de procedure ook nauwkeurig is bij 4.7 Tesla.Over het algemeen zijn wij van mening dat ons protocol toepasbaar is in preklinisch beroertenonderzoek, inclusief studies naar anti-ischemische therapieën.

a-magnetic-resonance-imaging-protocol-for-stroke-onset-time

Research

JoVE Journal

Neuroscience

Neurowetenschap

Dit protocol beschrijft repetitieve hypoxische preconditie, of korte blootstellingen aan systemische hypoxie die infarctvolumes en bloed-hersenbarrière-storingen verminderen na een voorbijgaande occlusie van de middelste hersenslagader bij muizen. Het beschrijft ook dubbele kwantificering van infarctvolume en bloed-hersenbarrière-storing na een beroerte om de werkzaamheid van neurovasculaire bescherming te beoordelen.

Kwantificering van Neurovasculaire Protection Na Repetitive Hypoxische Voorconditionering en Transient midden cerebrale slagader Occlusie in Muizen

De hier gepresenteerde methode gebruikt simultane positron emissie tomografie en magnetische resonantie beeldvorming. In de cerebrale hypoxie-ischemie model, dynamische veranderingen in diffusie en glucosemetabolisme optreden tijdens en na beschadiging. De evoluerende en reproduceerbare schade in dit model vereist gelijktijdige aankoop als zinvolle multimodale beeldvorming gegevens moeten worden verworven.

Gelijktijdige PET / MRI beeldvorming Tijdens Mouse Cerebral hypoxie-ischemie

Om de pathofysiologie van beroerte te begrijpen, is het belangrijk betrouwbare modellen. Dit document zal een van de meest gebruikte takt modellen beschrijven in muizen, genaamd de middelste cerebrale slagader occlusie (MCAo) model (ook aangeduid als de intraluminale filament of hechtdraad model) met reperfusie.

Chirurgische Aanpak voor midden cerebrale slagader occlusie en reperfusie Induced Stroke in Muizen

Neonatale beroerte is een belangrijke oorzaak van vroege hersenbeschadiging die een translationeel model vereist met consistente focale letselpatronen en hoge reproduceerbaarheid om onderzoek mogelijk te maken. Dit onderzoek beschrijft de gedetailleerde chirurgische procedure voor het creëren van een niet-hemorragische, unilaterale focale ischemie-reperfusieletsel bij full-term-equivalente knaagdieren.

Transient midden cerebrale slagader occlusie Model van Neonatale Stroke in P10 Rats

De uitkomst van patiënten met acute ischemische beroerte is afhankelijk van snelle herstel van de cerebrale doorbloeding. Dit protocol is gericht op het optimaliseren van het beheer van dergelijke patiënten door het minimaliseren van peri-procedurele tijdsinstellingen en renderen van de tijd tussen ziekenhuis toelating reperfusie zo kort mogelijk.

Optimaal beheer van endovasculaire behandeling van Acute ischemische beroerte

Hier is een praktische tutorial voor een Open-Access, gestandaardiseerde beeldverwerking pijpleiding voor het doel van laesie-symptoom mapping. Voor elke verwerkingsstap wordt een stapsgewijze uitleg gegeven, van handmatige infarct segmentatie op CT/MRI tot daaropvolgende registratie naar standaard ruimte, samen met praktische aanbevelingen en illustraties met voorbeeldige cases.

Hersen infarct segmentatie en registratie op MRI of CT voor laesie-symptoom mapping

Dit protocol beschrijft een nieuwe techniek om de drie belangrijkste parameters van ischemisch hersenletsel te meten op dezelfde set knaagdierhersenmonsters. Het gebruik van slechts één hersenmonster is zeer voordelig in termen van ethische en economische kosten.

Het meten van post-beroerte cerebraal oedeem, infarctzone en bloed-hersenbarrière-afbraak in een enkele set knaagdierhersenmonsters

Dit werk demonstreert het gebruik van een multimodaal echografie-gebaseerd beeldvormingsplatform voor niet-invasieve beeldvorming van ischemische beroerte. Dit systeem maakt de kwantificering van bloedoxygenatie mogelijk door fotoakoestische beeldvorming en verminderde perfusie in de hersenen door akoestische angiografie.

Geïntegreerde fotoakoestische, echografie en angiografische tomografie (PAUSAT) voor niet-invasieve beeldvorming van de hele hersenen van ischemische beroerte

Dit protocol beschrijft het model van voorbijgaande focale cerebrale ischemie bij muizen door intraluminale occlusie van de middelste hersenslagader. Daarnaast worden voorbeelden van uitkomstbeoordeling getoond met behulp van magnetische resonantiebeeldvorming en gedragstests.

Voorbijgaand occlusiemodel van de middelste cerebrale slagader van een beroerte

Deze techniek maakt het gebruik van hoge-resolutie magic angle spinning proton MR spectroscopie (HRMAS 1H-MRS) voor de moleculaire karakterisering van...

Magnetische Resonantie Spectroscopie van leven Drosophila melanogaster Met behulp van Magic Angle Spinning

Leer een kwantitatieve MRI-methode om het tijdstip van beroerte te schatten bij permanente cerebrale ischemie in een ratmodel. Dit protocol gebruikt T1- en T2-relaxatietijden voor nauwkeurige timing.

Een magnetische resonantie beeldvorming Protocol voor beroerte begin tijd schatting in permanente cerebrale ischemie

Meer video's verkennen