Artykuł metodologiczny

Protokół obrazowania metodą rezonansu magnetycznego do szacowania czasu wystąpienia udaru w trwałym niedokrwieniu mózgu

16.9K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/55277

⸱

16 września 2017

 ,  ,  ,  , 
1School of Experimental Psychology and Clinical Research and Imaging Center Bristol, University of Bristol, 2Department of Neurobiology, A.I. Virtanen Institute, University of Eastern Finland

* These authors contributed equally

W tym artykule

Podsumowanie

Opisano protokół szacowania czasu wystąpienia udaru w szczurzym modelu udaru, wykorzystujący parametry ilościowego rezonansu magnetycznego (qMRI). Procedura wykorzystuje dyfuzyjny rezonans magnetyczny do wyznaczenia zmiany w ostrym udarze mózgu oraz ilościowych czasów relaksacji T1 i T2 (qT1 i qT2) w celu określenia czasu udaru.

Streszczenie

MRI dostarcza czułego i specyficznego narzędzia do wykrywania ostrego udaru niedokrwiennego za pomocą zmniejszonego współczynnika dyfuzji wody mózgowej. W szczurzym modelu udaru niedokrwiennego różnice w ilościowych czasach relaksacji MRI T1 i T2 (qT1 i qT2) między zmianą niedokrwienną (wyznaczoną przez niską dyfuzję) a przeciwległą półkulą nieniedokrwienną zwiększają się z czasem od wystąpienia udaru. Zależność czasowa różnic w czasie relaksacji MRI jest heurystycznie opisana przez funkcję liniową, a zatem zapewnia proste oszacowanie czasu wystąpienia udaru. Dodatkowo objętości nieprawidłowych qT1 i qT2 w obrębie zmiany niedokrwiennej zwiększają się liniowo w czasie, co stanowi komplementarną metodę pomiaru czasu udaru. Przedstawiono (pół)zautomatyzowaną procedurę komputerową opartą na ilościowo określonym współczynniku dyfuzji w celu nakreślenia ostrej tkanki udaru niedokrwiennego w niedokrwieniu szczurów. Procedura ta określa również różnice półkulowe w czasach relaksacji qT1 i qT2 oraz lokalizację i objętość nieprawidłowych wokseli qT1 i qT2 w obrębie zmiany. Niepewności związane z oszacowaniem czasu wystąpienia danych MRI qT1 i qT2 wahają się od ± 25 minut do ± 47 minut dla pierwszych 5 godzin udaru. Najdokładniejsze oszacowanie czasu wystąpienia choroby można uzyskać, określając ilościowo objętość nakładających się na siebie nieprawidłowych objętości zmian qT1 i qT2, określanych jako "nakładanie się V" (± 25 min) lub określając ilościowo różnice półkul w samych czasach relaksacji qT2 (± 28 min). Ogólnie rzecz biorąc, parametry pochodne qT2 przewyższają te z qT1. Obecny protokół MRI jest testowany w fazie nadostrej modelu stałego ogniskowego niedokrwienia, który może nie mieć zastosowania do przejściowego ogniskowego niedokrwienia mózgu.

Wprowadzenie

Tkanka mózgowa jest szczególnie podatna na niedokrwienie ze względu na dużą zależność fosforylacji oksydacyjnej od syntezy ATP i ograniczone rezerwy energii. Niedokrwienie powoduje subtelne, zależne od czasu zmiany jonowe w przestrzeniach wewnątrzkomórkowych i zewnątrzkomórkowych, które prowadzą do redystrybucji basenów wodnych w mózgu, uwalniania ekscytotoksycznych neuroprzekaźników i ostatecznie inicjacji procesów destrukcyjnych 1. W ogniskowym niedokrwieniu uszkodzenie tkanki rozprzestrzenia się poza początkowy rdzeń, jeśli przepływ krwi nie zostanie przywrócony w określonym czasie 2. Czas wystąpienia udaru mózgu jest obecnie jednym z kluczowych kryteriów w decyzjach klinicznych dotyczących farmakoterapii udaru niedokrwiennego mózgu, w tym rekanalizacji za pomocą leków trombolitycznych 3. W związku z tym wielu pacjentów automatycznie nie kwalifikuje się do leczenia trombolitycznego z powodu nieznanego czasu wystąpienia objawów, z powodu udaru występującego podczas snu ("udar budzenia"), braku świadka lub nieświadomości objawów 4,5. W związku z tym wymagana jest procedura, która określa czas wystąpienia udaru, aby tacy pacjenci mogli być rozważeni do trombolizy.

Rezonans magnetyczny bada wodę in vivo. Których dynamika jest poważnie zaburzona przez ostrą niedokrwienną niewydolność energetyczną 6. Przede wszystkim dyfuzja wody rządzona przez ruch translacyjny (termiczny) cząsteczek wody jest zmniejszona we wczesnych momentach niedokrwienia z powodu awarii energetycznej 7. To z kolei powoduje beztlenową depolaryzację komórek nerwowych 8. Dyfuzyjny rezonans magnetyczny (DWI) stał się złotym standardem diagnostyki obrazowej w leczeniu ostrego udaru mózgu 9. Sygnał DWI gwałtownie wzrasta w odpowiedzi na niedokrwienie, co pozwala na identyfikację tkanki niedokrwiennej, ale nie wykazuje żadnej zależności od czasu w ciągu pierwszych kilku godzin udaru niedokrwiennego 10. Podobnie, ilościowe miary dyfuzji wody, takie jak pozorny współczynnik dyfuzji (ADC) lub ślad tensora dyfuzji (Dav), gwałtownie zmniejszają się w tkance niedokrwiennej, ale nie wykazują związku z czasem od wystąpienia udaru w zwierzęcych modelach udaru 10 i pacjentach 11.

Ilościowe parametry relaksacji MRI (qMRI), qT1, qT2 i qT1ρ, są regulowane przez ruch obrotowy i wymianę atomów wodoru w wodzie i wykazują złożone, zależne od czasu zmiany w miąższu mózgu po niedokrwiennej awarii energetycznej 6. Takie zależne od czasu zmiany umożliwiły oszacowanie czasu wystąpienia udaru u pacjentów 12 i zwierzęcych modeli niedokrwienia 13,14,15. W przypadku udaru ogniskowego u szczurów qT1ρ wzrasta niemal natychmiast po wystąpieniu niedokrwienia i utrzymuje się liniowo przez co najmniej 6 godzin 13,14. Czasy relaksacji qT1 również zwiększają się w sposób zależny od czasu w niedokrwiennej tkance mózgowej, co można opisać za pomocą dwóch stałych czasowych: początkowej fazy szybkiej, po której następuje faza wolna trwająca przez wiele godzin 8,16. Ze względu na ten dwufazowy wzrost, zastosowanie qT1 w czasie udaru może być bardziej skomplikowane niż w przypadku qT1ρ MRI 15. Czasy relaksacji qT2 pokazują również dwufazową zmianę w ogniskowym udarze u szczura, w wyniku której następuje początkowe skrócenie w ciągu pierwszej godziny, po którym następuje liniowy wzrost w czasie 13. Początkowe skrócenie można wytłumaczyć dwoma równoległymi czynnikami, w tym: (i) nagromadzeniem się deoksyhemoglobiny powodującym tak zwany "efekt zależny od ujemnego poziomu natlenienia krwi" oraz (ii) przesunięciem wody zewnątrzkomórkowej do przestrzeni wewnątrzkomórkowej 17,18. Zależny od czasu wzrost qT2 jest prawdopodobnie spowodowany obrzękiem cytotoksycznym i/lub naczyniopochodnym z późniejszym rozpadem wewnątrzkomórkowych struktur makromolekularnych 18. Zarówno dane qT1ρ, jak i qT2 dostarczają dokładnych szacunków czasu wystąpienia udaru w modelach przedklinicznych 14. qT2 12 i T 2-ważone intensywności sygnału 19,20 zostały również wykorzystane do oszacowania czasu wystąpienia udaru w warunkach klinicznych.

Oprócz różnic między półkulami w ilościowych czasach relaksacji, przestrzenny rozkład podwyższonych czasów relaksacji w obszarze niedokrwiennym może również służyć jako substytut czasu wystąpienia udaru 14. W szczurzych modelach udaru regiony z podwyższonymi czasami relaksacji qT1ρ, qT2 i qT1 są początkowo mniejsze niż zmiana niedokrwienna zdefiniowana dyfuzją, ale zwiększają się z czasem 14,15,21. W związku z tym kwantyfikacja rozkładu przestrzennego podwyższonych czasów relaksacji jako procentu wielkości zmiany niedokrwiennej umożliwia również oszacowanie czasu wystąpienia udaru 14,15. W tym miejscu opisujemy protokół określania czasu wystąpienia udaru w szczurzym modelu udaru przy użyciu parametrów qMRI.

Protokół

Procedury dotyczące zwierząt zostały przeprowadzone zgodnie z wytycznymi dyrektywy Rady Wspólnoty Europejskiej 86/609/EEC i zatwierdzone przez Komisję ds. Opieki i Wykorzystania Zwierząt Uniwersytetu w Finlandii Wschodniej w Kuopio, Finlandia.

1. Model zwierzęcy

  1. Zanurz samce szczurów Wistar o masie 300 - 400 g w narkozie z użyciem izofluranu w przepływie N2/O2 (70%/30%) przez maskę przez cały czas trwania operacji i eksperymentów MRI. Indukcję znieczulenia przeprowadź w komorze wentylacyjnej. Utrzymuj stężenie izofluranu w przedziale od 1,5 do 2,4%.
    1. Monitoruj głębokość znieczulenia podczas MRI na podstawie częstotliwości oddechów za pomocą poduszki pneumatycznej umieszczonej pod tułowiem. Brak reakcji na bodziec bólowy (uszczypnięcie) uznaje się za oznakę wystarczającej głębokości znieczulenia chirurgicznego. Stosuj pochłaniacz izofluranu przymocowany do otworu magnesu.
  2. Wykonaj trwałe zamknięcie tętnicy środkowej mózgu (MCAO), aby wywołać ogniskowy udar niedokrwienny. W celu przeprowadzenia MCAO wykorzystaj model z nitką wewnątrznaczyniową, wykonując operację zgodnie z metodą opisaną przez Longa et al.22.
    1. Pozostaw nitkę zamykającą (monofilament hartowany silikonowo-PTFE o średnicy 0,22 mm) w naczyniu przez cały czas trwania eksperymentu MRI.
  3. Przeanalizuj gazy krwi tętniczej i pH za pomocą analizatora krwi.
    1. Podczas MRI monitoruj częstość oddechów za pomocą poduszki pneumatycznej umieszczonej pod tułowiem oraz temperaturę rektalną przy użyciu systemu monitorowania temperatury rektalnej. Utrzymuj temperaturę rdzeniową bliską 37 °C, stosując podgrzewającą podkładkę wodną pod tułowiem.
    2. Bezpośrednio po MCAO unieruchom szczura w kolebce w centrum otworu magnesu za pomocą uchwytu do głowy szczura. Przed przeniesieniem szczurów do otworu magnesu wstrzyknij 2 mL soli fizjologicznej do jamy otrzewnej.

2. MRI

  1. Pozyskaj dane MRI przy użyciu magnesu poziomego 9,4T/31 cm (z wkładką gradientową 12 cm) połączonego z konsolą wyposażoną w aktywnie odsprzężoną parę liniowej cewki nadawczej objętościowej i kwadraturowej cewki odbiorczej.
  2. Skanuj szczura przez maksymalnie 5 h po MCAO. W odstępach godzinnych (60, 120, 180, 240 min po MCAO) pozyskaj 12 kongruentnie próbkowanych (przerwa między warstwami 0,5 mm, grubość warstwy = 1 mm, pole widzenia = 2,56 cm x 2,56 cm) warstw koronalnych śladu tensora dyfuzji (2.2.1.), sekwencji Carr-Purcell-Meiboom-Gill T2 (2.2.2.) oraz Fast Low Angle Shot T1 (2.2.3.).
    1. Uzyskaj obrazy śladu tensora dyfuzji (Dav= 1/3 trace [D]) z trzema gradientami bipolarnymi wzdłuż każdej osi (czas trwania gradientu dyfuzji = 5 ms, czas dyfuzji = 15 ms) i trzema wartościami b (0, 400 i 1400 s/mm-2s), gdzie Δ = 15 ms, ∂ = 5 ms, czas echa (TE) = 36 ms, czas repetycji (TR) = 4000 ms oraz czas akwizycji = 7,36 min.
    2. Uzyskaj sekwencję Carr-Purcell-Meiboom-Gill T2 z 12 echami do kwantyfikacji T2, gdzie odstęp między echami = 10 ms, TR = 2000 ms oraz czas akwizycji = 4,20 min.
    3. Uzyskaj sekwencję Fast Low Angle Shot (FLASH) dla T1, gdzie czas od inwersji do pierwszej sekwencji FLASH (T10) wynosi 7,58 ms, z przyrostami 600 ms dla 10 inwersji do 5407,58 ms, TR = 5,5 ms, czas między impulsami inwersyjnymi (Trelax) = 10 s oraz czas akwizycji = 8,20 min.

3. Przetwarzanie obrazów

  1. Obliczanie map relaksometrycznych i map ADC: Oblicz qT2, qT1 oraz mapy ADC z wykorzystaniem funkcji Matlab udostępnionych na stronie internetowej University of Bristol [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], gdzie danymi wejściowymi jest ścieżka do pliku z lokalizacją danych MRI.
    1. Dla T2 dane, zastosować filtrowanie Hamminga w przestrzeni k przed rekonstrukcją obrazów (lub w dziedzinie obrazu poprzez splot, co daje równoważne wyniki, lecz jest mniej wydajne obliczeniowo). Obliczyć qT2 mapy poprzez obliczenie logarytmu każdego szeregu czasowego i rozwiązanie równania dla każdego woksela metodą najmniejszych kwadratów (można również przeprowadzić dopasowanie bieksponecjalne do T2 zanika, jednak testy F przeprowadzane na poziomie wokseli wykazały, że w przypadku wokseli w obrębie obrazu, dla których nie można było uzasadnić wprowadzenia dodatkowych parametrów).
    2. Dla T1 danych, zastosuj filtrowanie Hamminga w przestrzeni k przed rekonstrukcją obrazów. Wykonaj T1 dopasowanie zgodnie z metodami podanymi w literaturze przedmiotu 23Aby rozwiązać problem nieznanego znaku (wynikający z zastosowania obrazów modułu), punkt o najniższej intensywności można albo wykluczyć, albo oszacować w procesie dopasowania, co daje podobne wyniki.
    3. W przypadku danych z obrazowania dyfuzyjnego zastosować filtrowanie Hamminga poprzez splot w domenie obrazu (jest to rozwiązanie prostsze ze względu na segmentowaną trajektorię przestrzeni k). Mapy ADC dopasować metodą opisaną w13.
  2. Identyfikacja tkanki niedokrwiennej
    1. Identyfikacja tkanki niedokrwiennej w przeciwległym Dav obrazy (1/Dav), ponieważ zapewnia to wyraźny kontrast niezbędny do identyfikacji zmian chorobowych. Aby wygenerować izchemiczne objętości zainteresowania (VOI), należy zdefiniować tkankę niedokrwienną jako woksele, których wartości przekraczają wartość mediany dla całego mózgu o jedno medianowe odchylenie bezwzględne w obrazach 1/Dav rozmieszczenie. Aby zidentyfikować obszary homologiczne w półkuli nieischemicznej, należy odzwierciedlić ischemic VOI względem osi pionowej. Ręcznie dostosuj non-ischemic VOIs, aby uniknąć włączenia wokseli zawierających płyn mózgowo-rdzeniowy.
    2. Aby określić zależność qT1 oraz qT2 wraz z upływem czasu po MCAO, dla każdego szczura i każdego punktu czasowego, wczytaj obszary zainteresowania (VOI) niedokrwienne i nieniedokrwienne do programu qT1 oraz qT2 mapy. Wyodrębnij średnie czasy relaksacji i oblicz procentową różnicę w qT1 oraz qT2 między półkulami (ΔT1 oraz ΔT2) korzystając z następującego równania:
      Równanie termiczne ΔTx dla analizy temperatury niedokrwiennej w badaniach naukowych, przedstawienie wzoru.
      Gdzie TProszę podać tekst źródłowy do przetłumaczenia. jest wybranym parametrem, qT1 lub qT2. symbol temperatury niedokrwiennej, T<sub>x</sub> w kontekście formuły badawczej w medycynieodnosi się do średniego czasu relaksacji niedokrwionego obszaru zainteresowania (VOI) i Tx przeciwstawny, symbol do analizy równowagi statycznej, schemat, zastosowanie edukacyjne. średni czas relaksacji w nieischemicznym VOI. Należy zastosować nieischemiczny VOI w taki sposób, aby każda szczur stanowiła własną kontrolę.
    3. Należy zastosować następujące kryteria w celu zidentyfikowania wokseli z podwyższonym qT1 oraz qT2wszystkie woksele w obrębie niedokrwiennego obszaru zainteresowania (VOI), których czasy relaksacji przekraczają medianę czasu relaksacji w qT1 lub qT2 rozmieszczenie w nieischemicznym VOI o więcej niż połowę szerokości połówkowej (HWMH). Kryteria te oznaczają, że czasy relaksacji muszą mieścić się w przedziale 95th procentyl lub wyższy, aby został zakwalifikowany jako „wysoki”. Zastosowanie mediany czasu relaksacji nieizschemicznego VOI pozwala każdemu szczurowi pełnić rolę własnej kontroli.
    4. Aby zobrazować przestrzenną dystrybucję zmian czasu relaksacji w obszarach zmniejszonej dyfuzji, należy zidentyfikować i oznaczyć kolorami woksele o podwyższonym qT1 lub qT2 oraz woksele z podwyższonym qT1 oraz qT2 określone jako „qT”1 oraz qT2 nakładanie się
    5. Aby określić wielkość zmiany zgodnie z qT1 oraz qT2, obliczyć parametr f (wprowadzony przez Knighta) i wsp. 18) z danych MRI pozyskanych dla każdego szczura i punktu czasowego. f1 oraz f2 reprezentuje liczbę wokseli o wysokim qT1 lub qT2 (odpowiednio) jako procent wielkości niedokrwionego VOI.
      1. Użyj poniższego równania, aby obliczyć f1 oraz f2:
        wzór fx do obliczania stopnia pokrycia zmian na podstawie zmiennych wartości N i oceny wpływu zmian.
        Gdzie Równowaga statyczna, ΣFx=0, schemat momentów sił, schemat ciała swobodnego, analiza równowagi w fizyce. odnosi się do czasu relaksacji (qT1 lub qT2), Równowaga statyczna, symbol N_high, schemat, edukacyjny koncept z fizyki, równanie równowagi sił.odnosi się do liczby wokseli o „wysokim” czasie relaksacji w izchemicznym VOI, Równania równowagi statycznej ΣFx=0 MA=0 na schemacie fizycznym do celów edukacyjnych. liczbą wokseli o „niskim” czasie relaksacji w niedokrwiennym obszarze zainteresowania (VOI) i Koncepcja równowagi statycznej z symbolem „N\text{Lesion}” na schemacie, słowo kluczowe w kontekście badawczym., całkowita liczba wokseli w obrębie obszaru zainteresowania (VOI) niedokrwiennego. Kryteria identyfikacji wokseli z podwyższonym qT1 oraz qT2 zostały opisane w sekcji 3.2.3. Woksele „niskie” to woksele z czasami relaksacji mniejszymi niż mediana qT1 lub qT2 nie Niedokrwionego VOI o jedną wartość HWHM. Odjęcie Równania równowagi statycznej ΣFx=0 MA=0 na schemacie fizycznym do celów edukacyjnych. umożliwia wykrycie skrócenia czasów relaksacji wynikających z niedokrwienia lub innych patologii 17. 
      2. Określenie zakresu 'qT1 oraz qT2 „overlap” (zakładka) poprzez obliczenie objętości nakładających się podwyższonych qT1 oraz qT2 wyrażone jako procent całkowitej objętości mózgu, zwanej w dalszej części tekstu „V”Zakładka. Należy zastosować następujące równanie:
        V<sup>Overlap</sup> = 100*(N<sub>Overlap</sub>/N<sub>Wholebrain</sub>); wzór, obliczanie objętości części wspólnej.
        Gdzie, Symbol $\text{N}$ dla stanu równowagi statycznej w równaniach fizycznych. odnosi się do liczby wokseli w obrębie izchemicznej VOI z „wysokim” qT1 or „wysoki” qT2 i Równanie równowagi statycznej, \( N_{\text{Wholebrain}} \); symbole edukacyjne. reprezentuje całkowitą liczbę wokseli w całym mózgu szczura. Wyznacz liczbę wokseli w mózgu szczura poprzez ręczne utworzenie VOI wokół całego mózgu w programie qT2 mapy relaksometryczne

4. Weryfikacja zmiany niedokrwiennej przy użyciu chlorku trifenylotetrazoliu (TTC)

  1. Niezwłocznie po dekapitacji ostrożnie wyjmij mózg szczura z czaszki. Procedurę tę należy przeprowadzić w ciągu 10 min od momentu dekapitacji szczura.
  2. Przechowuj mózgi w schłodzonym 0,01 M roztworze soli fizjologicznej z buforem fosforanowym (PBS), a następnie użyj matrycy do krojenia mózgu szczura, aby podzielić go na seryjne przekroje koronalne o grubości 1 mm.
  3. Po pocięciu inkubuj każdy przekrój mózgu w 20 mL PBS zawierającego TTC w temperaturze 37 °C przez 30 min w ciemności, zgodnie z zaleceniami w 24. Chociaż stężenie 1% TTC jest dopuszczalne, dla uzyskania lepszego kontrastu należy zastosować stężenie 0,5%.
    1. Przykryj naczynia z przekrojami folią aluminiową, aby zapewnić ciemność.
  4. Po inkubacji usuń roztwór TTC za pomocą pipety i przemyj przekroje w trzech kolejnych porcjach PBS.
  5. Niezwłocznie wykonaj zdjęcia przekrojów, korzystając ze standardowego mikroskopu świetlnego i kamery cyfrowej.

5. Analiza statystyczna

  1. Przeprowadzić analizę statystyczną przy użyciu programu Matlab oraz oprogramowania statystycznego.
  2. Określenie zależności parametrów MR od czasu
    1. Wykonać korelacje Pearsona na połączonych danych szczurzych, aby określić zależność ΔT1, ΔT2, f1 i f2 oraz VOverlap od czasu po MCAO.
    2. W przypadku parametrów wykazujących istotną liniową zależność (p <0,05), przeprowadzić liniową regresję najmniejszych kwadratów, aby ustalić, czy czas wystąpienia udaru można przewidzieć poprzez ilościowe określenie badanego parametru. Do oceny dokładności szacunków czasu wystąpienia udaru użyć pierwiastka błędu średniokwadratowego (RMSE).
  3. Kwantyfikacja wielkości zmiany
    1. Aby porównać wielkość zmian w zależności od różnych parametrów qMRI, przeprowadzić jednoczynnikową zależną analizę wariancji (ANOVA) oraz test post-hoc najmniejszej istotnej różnicy Fishera dla średniej liczby wokseli w niedokrwiennym VOI oraz średniej liczby wokseli z wysokim qT1 i qT2. Różnice uznaje się za istotne przy p <0,05. Jeśli założenia sferyczności nie zostaną spełnione zgodnie z testem sferyczności Mauchly'ego, skorygować stopnie swobody i wartości istotności zgodnie z poprawką Greenhouse-Geissera.

Wyniki

Profil gazometryczny krwi u szczurów prezentował się następująco: SO2 95.8 ± 3.2%, PaCO2 51.6 ± 2.9 mmHg oraz pH 7.30 ± 0.04.

Typowe obrazy Dav, qT2 oraz qT1 z centralnego przekroju reprezentatywnego szczura w czterech punktach czasowych po MCAO przedstawiono w pierwszych trzech panelach Ryciny 1a. Obrazy w pozostałych panelach Ryciny 1 pokazują automatycznie wykrytą zmianę niedokrwienną zaznaczoną kolorem czerwonym, natomiast obszary w obrębie zmiany niedokrwiennej z podwyższonymi wartościami qT1, qT2 oraz obszary z Voverlap zaznaczono kolorem zielonym. Do 2 h po MCAO obszary z wysokim qT1 w obrębie zmiany niedokrwiennej były istotnie większe niż obszary z wysokim qT2 (p <0,01), lecz z czasem wartości te zbiegały się (Rycina 1). Zmiana niedokrwienna wyznaczona przez Dav była również większa niż obszary wysokiego qT1 (p <0,05) oraz qT2 (p <0,05) w ciągu pierwszych dwóch godzin.

Zależności czasowe parametrów qMRI przedstawiono na Rysunku 2. Wszystkie parametry qMRI były istotnymi predyktorami czasu po MCAO (ΔT1: R2 = 0,71, ΔT2: R2 = 0,75, f1: R2 = 0,53, f2: R2 = 0,82, Voverlap: R2 = 0,87). Na podstawie RMSE dla każdego parametru, niepewności związane z szacowaniem czasu od wystąpienia udaru wynosiły ± 37 min dla ΔT1, ± 28 min dla ΔT2, ± 47 min dla f1, ± 34 min dla f2 oraz ± 25 min dla Voverlap. Zatem Voverlap pozwolił na najdokładniejsze oszacowanie czasu od wystąpienia udaru.

Barwienie TTC próbek mózgu około 6 h po MCAO potwierdziło nieodwracalne uszkodzenie niedokrwienne występujące głównie w istocie szarej (Rycina 1d).

Analiza MRI mózgu; przetwarzanie obrazu; wykrywanie zmian; czas po MCAO; wykresy; mapowanie T2, T1.
Rycina 1: Zmiany parametrów qMRI wynikające z udaru niedokrwiennego u przykładowego szczura. (a) przedstawia przykładowe obrazy qMRI w okresie 4 h niedokrwienia. Pierwsze cztery kolumny pokazują odpowiednio mapy Dav, mapy qT2, mapy qT1 oraz obrazy ważone T2. Pozostałe kolumny przedstawiają mapy Dav z różnymi reprezentacjami automatycznie wysegmentowanych zmian. Automatycznie wykryta zmiana Dav jest pokazana w kolumnie 5 na czerwono. W kolumnie 6 zmiana Dav jest pokazana na czerwono, a woksle z wysokim qT2 na zielono. W kolumnie 7 zmiana Dav jest pokazana na czerwono, a woksle z wysokim qT1 na zielono. W kolumnie 8 zmiana Dav jest pokazana na czerwono, a woksle z podwyższonym qT1 i qT2 jednocześnie (Voverlap) na zielono. (b) przedstawia rozkład qT2 w obrębie zmiany Dav jako funkcję czasu po MCAO, a także rozkład qT2 w obszarach niezmienionych w czasie zero. (c) przedstawia odpowiadające rozkłady qT1; sąsiednia legenda odnosi się do obu paneli (b) i (c). (d) przedstawia przekrój mózgu barwiony TTC po uśmierceniu zwierzęcia 6 h po MCAO. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Wykres czasu po MCAO w funkcji różnych czynników z linią dopasowania i słupkami RMSE dla analizy danych.
Rycina 2: Zależności między czasem po MCAO a parametrami qMRI istotnymi dla czasu trwania niedokrwienia. (a) przedstawia f1, (b) f2, (c) Voverlap, (d) ΔT1 oraz (e) ΔT2. Przedstawiono najlepsze dopasowanie dla każdego parametru (ciągła czerwona linia) oraz słupki RMSE (ciągłe czarne linie). Linie przerywane reprezentują każdą z 5 poszczególnych szczurów poddanych MCAO. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

Dyskusja

Obecny protokół szacowania czasu wystąpienia udaru u szczurów wykorzystuje ilościowe dane MRI dotyczące dyfuzji i relaksacji, a nie intensywność sygnału odpowiednich ważonych obrazów kontrastowych MR19. Najnowsze dane wskazują na gorszą wydajność intensywności obrazu w szacowaniu czasu wystąpienia udaru 14,25. W przypadku "dyfuzyjnie dodatniej" zmiany udarowej nasz protokół MRI podaje czas wystąpienia udaru na podstawie danych MRI qT1 i qT2 z dokładnością około pół godziny. Ogólną tendencją jest to, że dane qT2 przewyższają dane qT1. Najlepszą dokładność określania czasu rozpoczęcia uzyskuje się na podstawie objętości nakładających się na siebie podwyższonych qT1 i qT2 (nakładanie się V).

Obrazy na rycinie 1 pokazują, że podczas gdy zmniejszony współczynnik dyfuzji wydaje się raczej jednolity, obszary z nieprawidłowym qT1 i qT2 są niejednorodnie rozproszone w obrębie zmiany niedokrwiennej. Odkrycie to jest zgodne z wcześniejszymi obserwacjami i prawdopodobnie wynika z różnej wrażliwości tych parametrów qMRI na zmiany patofizjologiczne spowodowane niedokrwieniem 6. Sugeruje to, że parametry qMRI mogą informować o stanie tkanek i wspierają poglądy, że DWI przeszacowuje uszkodzenie niedokrwienne 26. Rzeczywiście, ostatnie dowody przedkliniczne wskazują na niejednorodność uszkodzeń niedokrwiennych w obrębie zmian zdefiniowanych dyfuzją 27. W związku z tym połączenie dyfuzji, qT1 i qT2 potencjalnie dostarcza informacji na temat czasu wystąpienia udaru i stanu tkanek, które są klinicznie przydatne przy podejmowaniu decyzji dotyczących leczenia pacjentów o nieznanym początku.

Nakładanie się V i f2 dały najdokładniejsze oszacowania czasu wystąpienia udaru. Zaletą ilościowego określania czasów relaksacji jest to, że w przeciwieństwie do intensywności sygnału, są one niewrażliwe na nieodłączne zmiany spowodowane czynnikami technicznymi, takimi jak niejednorodność pola magnetycznego i gęstość protonów6, w tym oczekiwana zmiana pola magnetycznego w obrębie zmiany niedokrwiennej 18. Zmniejszona niepewność związana z oszacowaniami czasu wystąpienia qT1 i f1 jest prawdopodobnie spowodowana wspomnianą wcześniej dwufazową odpowiedzią qT1 na niedokrwienie, co przyczynia się do płytkiego nachylenia zależnej od czasu zmiany qT1 8,15,16. Przedstawione dane MRI (ryc. 2) są zgodne z wcześniejszymi pracami 13,14, w tym sensie, że przebiegi czasowe różnic w czasie relaksacji między niedokrwiennym i przeciwległym mózgiem nieniedokrwiennym są odpowiednio opisane przez funkcje liniowe. Należy jednak zauważyć, że leżące u podstaw zmiany hydrodynamiczne spowodowane niedokrwieniem nie są liniowe 1,18.

Obecny protokół MRI dla czasu udaru wykazano u szczurów poddanych trwałemu niedokrwieniu przy użyciu procedury Longa i wsp. 22. Z naszego doświadczenia wynika, że procedura Longa i wsp. nie indukuje MCAO u 10-20% szczurów, jednak ponieważ ADC służy do weryfikacji obecności niedokrwienia, eksperymenty mogą zostać przedwcześnie zakończone. Niepowodzenie w indukcji MCAO jest często spowodowane niedoskonałym gwintem okluderowym. Kolejnym czynnikiem powodującym niepowodzenia eksperymentalne jest to, że MCAO jest ciężką procedurą powodującą śmierć do 20% szczurów podczas przedłużonej sesji rezonansu magnetycznego.

Protokół czasu wystąpienia udaru dotyczy tylko trwałego niedokrwienia. W ogniskowym niedokrwieniu szczurów z reperfuzją związek między Dav i qT1 lub qT2 ulegnie dysocjacji w miarę powrotu Dav do zdrowia, ale może nie dla qT1 i qT2 w zależności od czasu trwania niedokrwienia przed reperfuzją 8,28. Ponadto ewolucja uszkodzeń niedokrwiennych będzie prawdopodobnie bardziej zmienna u pacjentów po udarze mózgu ze względu na indywidualne różnice w czynnikach wpływających na mikrokrążenie, takich jak wiek i choroby współistniejące (np. cukrzyca, nadciśnienie, choroby serca). Czynniki te nieuchronnie wpłyną na zależność czasowąnakładania się f1,f 2 i V w udarach u ludzi, a zatem wymagają badań w warunkach klinicznych.

Podsumowując, parametry qMRI pozwalają oszacować czas wystąpienia udaru. Nakładanie się V i f2 zapewniają najdokładniejsze oszacowania i mogą również informować o stanie tkanek. qMRI może być zatem klinicznie korzystne pod względem wspomagania decyzji dotyczących leczenia pacjentów z nieznanym czasem wystąpienia. Kwestią, którą należy tutaj rozważyć, jest to, że stosunek istoty szarej do białej w mózgu szczura jest znacznie wyższy niż u ludzi, a hydrodynamika w tych typach tkanki mózgowej może się różnić 18. Niemniej jednak uzasadnione są dalsze badania nad zależnościączasową nakładania się f2, V i qT2 u pacjentów z nagłym udarem mózgu.

Oświadczenia

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Podziękowania

BLM jest stypendystą stypendium doktoranckiego EPSRC i otrzymało stypendium na wyjazd na Uniwersytet Wschodniej Finlandii ze Szkoły Psychologii Eksperymentalnej Uniwersytetu w Bristolu. MJK jest finansowany przez Elizabeth Blackwell Institute oraz przez międzynarodowy fundusz wsparcia strategicznego Wellcome Trust [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ i OHJG są finansowane przez Akademię Fińską, strategiczne finansowanie UEF-Brain przez Uniwersytet Wschodniej Finlandii oraz przez Biocenter Finlandia. Prace były wspierane przez The Dunhill Medical Trust [grant nr R385/1114].

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Siła pola magnetycznego< / silny>Częstotliwość operacji< / silny>
Skaner MRIAgilent, Santa Clara, CA, USA9.4T400.13 MHz
Liniowa transmisja objętościowa RF-coilRAPID Biomedical, Rimpar,Niemcy-400.13MHz
Aktywnie odsprzężona cewka odbiorczaRAPID Biomedical, Rimpar, Niemcy- 400,13 MHz
Uchwyt na głowę szczuraRAPID Biomedical, Rimpar, Niemcy
Ręczny analizator parametrów krytycznych i-StatCo, East Windsor, NJ, USA
Pneumatyczny monitor częstości oddechów z poduszkąSA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA
Urządzenie do monitorowania temperatury odbytnicy gryzoniSA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA
NazwaFirma
Chemicals
Isoflurane: Attane Vet 1000mg/gPiramal Healthcare UK Ltd, Northumberland, Wielka Brytania
Cholidek 2,3,5-trifenylotetrazolium = TTCSigma-Aldrich, Gillinham, Dorset, Wielka Brytania

Bibliografia

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

Przedruki i uprawnienia

Tagi

Ilościowe T1 T2pozorny współczynnik dyfuzjipółautomatyczna rutyna komputerowatrwałe niedokrwienie ogniskowemodel szczurzyróżnice półkuloweanaliza objętości wokselaliniowy model funkcji
Protokół obrazowania metodą rezonansu magnetycznego do szacowania czasu wystąpienia udaru w trwałym niedokrwieniu mózgu
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki korzystania z usługi

Zasady

Prawa autorskie © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.