Name: Protokół obrazowania metodą rezonansu magnetycznego do szacowania czasu wystąpienia udaru w trwałym niedokrwieniu mózgu (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2017-09-16T13:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 59 s
Description: Poznaj protokół obrazowania qMRI do szacowania czasu udaru u szczurów Wistar. Metoda wykorzystuje czasy relaksacji T1 i T2 oraz mapy ADC do identyfikacji tkanek niedokrwiennych.

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 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].

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
<ol>
	<li>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%.
	<ol>
		<li>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.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>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.
	<ol>
		<li>Pozostaw nitkę zamykającą (monofilament hartowany silikonowo-PTFE o średnicy 0,22 mm) w naczyniu przez cały czas trwania eksperymentu MRI.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Przeanalizuj gazy krwi tętniczej i pH za pomocą analizatora krwi.
	<ol>
		<li>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.</li>
		<li>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.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
2. MRI
<ol>
	<li>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.</li>
	<li>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.).
	<ol>
		<li>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.</li>
		<li>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.</li>
		<li>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.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
3. Przetwarzanie obrazów
<ol>
	<li>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.
	<ol>
		<li>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).</li>
		<li>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.</li>
		<li>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.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Identyfikacja tkanki niedokrwiennej
	<ol>
		<li>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.</li>
		<li>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: 
		<img alt="Równanie termiczne ΔTx dla analizy temperatury niedokrwiennej w badaniach naukowych, przedstawienie wzoru." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq1.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> 
		Gdzie TProszę podać tekst źródłowy do przetłumaczenia. jest wybranym parametrem, qT1 lub qT2. <img alt="symbol temperatury niedokrwiennej, T&lt;sub&gt;x&lt;/sub&gt; w kontekście formuły badawczej w medycynie" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie">odnosi się do średniego czasu relaksacji niedokrwionego obszaru zainteresowania (VOI) i <img alt="Tx przeciwstawny, symbol do analizy równowagi statycznej, schemat, zastosowanie edukacyjne." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> średni czas relaksacji w nieischemicznym VOI. Należy zastosować nieischemiczny VOI w taki sposób, aby każda szczur stanowiła własną kontrolę.</li>
		<li>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.</li>
		<li>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</li>
		<li>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.
		<ol>
			<li>Użyj poniższego równania, aby obliczyć f1 oraz f2: 
			<img alt="wzór fx do obliczania stopnia pokrycia zmian na podstawie zmiennych wartości N i oceny wpływu zmian." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> 
			Gdzie <img alt="Równowaga statyczna, ΣFx=0, schemat momentów sił, schemat ciała swobodnego, analiza równowagi w fizyce." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> odnosi się do czasu relaksacji (qT1 lub qT2), <img alt="Równowaga statyczna, symbol N_high, schemat, edukacyjny koncept z fizyki, równanie równowagi sił." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie">odnosi się do liczby wokseli o „wysokim” czasie relaksacji w izchemicznym VOI, <img alt="Równania równowagi statycznej ΣFx=0 MA=0 na schemacie fizycznym do celów edukacyjnych." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> liczbą wokseli o „niskim” czasie relaksacji w niedokrwiennym obszarze zainteresowania (VOI) i <img alt='Koncepcja równowagi statycznej z symbolem „N\text{Lesion}” na schemacie, słowo kluczowe w kontekście badawczym.' src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie">, 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 <img alt="Równania równowagi statycznej ΣFx=0 MA=0 na schemacie fizycznym do celów edukacyjnych." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> umożliwia wykrycie skrócenia czasów relaksacji wynikających z niedokrwienia lub innych patologii 17. </li>
			<li>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: 
			<img alt="V&lt;sup&gt;Overlap&lt;/sup&gt; = 100*(N&lt;sub&gt;Overlap&lt;/sub&gt;/N&lt;sub&gt;Wholebrain&lt;/sub&gt;); wzór, obliczanie objętości części wspólnej." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> 
			Gdzie, <img alt="Symbol $\text{N}$ dla stanu równowagi statycznej w równaniach fizycznych." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> odnosi się do liczby wokseli w obrębie izchemicznej VOI z „wysokim” qT1 or „wysoki” qT2 i <img alt="Równanie równowagi statycznej, $ N_{\text{Wholebrain}} $; symbole edukacyjne." src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Równanie"> 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</li>
		</ol>
		</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
4. Weryfikacja zmiany niedokrwiennej przy użyciu chlorku trifenylotetrazoliu (TTC)
<ol>
	<li>Niezwłocznie po dekapitacji ostrożnie wyjmij mózg szczura z czaszki. Procedurę tę należy przeprowadzić w ciągu 10 min od momentu dekapitacji szczura.</li>
	<li>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.</li>
	<li>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%.
	<ol>
		<li>Przykryj naczynia z przekrojami folią aluminiową, aby zapewnić ciemność.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Po inkubacji usuń roztwór TTC za pomocą pipety i przemyj przekroje w trzech kolejnych porcjach PBS.</li>
	<li>Niezwłocznie wykonaj zdjęcia przekrojów, korzystając ze standardowego mikroskopu świetlnego i kamery cyfrowej.</li>
</ol>
5. Analiza statystyczna
<ol>
	<li>Przeprowadzić analizę statystyczną przy użyciu programu Matlab oraz oprogramowania statystycznego.</li>
	<li>Określenie zależności parametrów MR od czasu
	<ol>
		<li>Wykonać korelacje Pearsona na połączonych danych szczurzych, aby określić zależność ΔT1, ΔT2, f1 i f2 oraz VOverlap od czasu po MCAO.</li>
		<li>W przypadku parametrów wykazujących istotną liniową zależność (p &lt;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).</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Kwantyfikacja wielkości zmiany
	<ol>
		<li>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 &lt;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.</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>

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

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.

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.

<table><tbody><tr><td></td><td></td><td><silny>Siła pola magnetycznego< / silny></td><td><silny>Częstotliwość operacji< / silny></td></tr><tr><td>Skaner MRI</td><td>Agilent, Santa Clara, CA, USA</td><td>9.4T</td><td>400.13 MHz</td></tr><tr><td>Liniowa transmisja objętościowa RF-coil</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar,</td><td></td> <td>Niemcy-400.13MHz</td></tr><tr><td>Aktywnie odsprzężona cewka odbiorcza</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar, Niemcy</td><td>- </td><td>400,13 MHz</td></tr><tr><td>Uchwyt na głowę szczura</td><td>RAPID Biomedical, Rimpar, Niemcy</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Ręczny analizator parametrów krytycznych i-Stat</td><td>Co, East Windsor, NJ, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Pneumatyczny monitor częstości oddechów z poduszką</td><td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Urządzenie do monitorowania temperatury odbytnicy gryzoni</td><td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Nazwa</td><td>Firma</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Chemicals</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Isoflurane: Attane Vet 1000mg/g</td><td>Piramal Healthcare UK Ltd, Northumberland, Wielka Brytania</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Cholidek 2,3,5-trifenylotetrazolium = TTC</td><td>Sigma-Aldrich, Gillinham, Dorset, Wielka Brytania</td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

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

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

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.

Profil gazometrii krwi u szczurów przedstawiał się następująco: SO2 95,8 ± 3,2%, PaCO2 51,6 ± 2,9 mmHg oraz pH 7,30 ± 0,04.
Typowe obrazy Dav, qT2 i qT1 z centralnego przekroju reprezentatywnego szczura w czterech punktach czasowych po MCAO przedstawiono w pierwszych trzech panelach Rysunku 1a. Obrazy w pozostałych panelach Rysunku 1 pokazują automatycznie wykrytą zmianę niedokrwienną na czerwono, a obszary w obrębie zmiany niedokrwiennej z podwyższonymi wartościami qT1, qT2 oraz obszary z Voverlap przedstawiono na zielono. Do 2 h po MCAO obszary z wysokim qT1 w obrębie zmiany niedokrwiennej były znacznie większe niż obszary z wysokim qT2 (p &lt;0.01), lecz z czasem uległy zbieżności (Rysunek 1). Zmiana niedokrwienna określona przez Dav była również większa niż obszary wysokiego qT1 (p &lt;0.05) i qT2 (p &lt;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 uszkodzenia niedokrwienne występujące głównie w istocie szarej (Rycina 1d).
<img alt="Analiza MRI mózgu; przetwarzanie obrazów; wykrywanie zmian; czas po MCAO; wykresy; mapowanie T2, T1." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Rysunek 1"> 
Rysunek 1: Zmiany w parametrach qMRI wynikające z udaru niedokrwiennego u przykładowego szczura. (a) przedstawia przykładowe obrazy qMRI w ciągu 4 h niedokrwienia. Pierwsze cztery kolumny pokazują odpowiednio mapy Dav, mapy qT2, mapy qT1 oraz obrazy T2-zależne. 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 voxele z wysokim qT2 na zielono. W kolumnie 7 zmiana Dav jest pokazana na czerwono, a voxele z wysokim qT1 na zielono. W kolumnie 8 zmiana Dav jest pokazana na czerwono, a voxele z podwyższonymi wartościami zarówno qT1, jak i qT2 (Voverlap) na zielono. (b) przedstawia rozkład qT2 w zmianie Dav jako funkcję czasu po MCAO, a także rozkład qT2 w obszarach niezmienionych w czasie zero. (c) pokazuje odpowiadające rozkłady qT1, przy czym sąsiednia legenda odnosi się do obu paneli (b) i (c). (d) przedstawia przekrój mózgu barwiony TTC po uśmierceniu zwierzęcia 6 h po MCAO. <a href="https://cloudfront.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.</a>
<img alt="Wykres czasu po MCAO w funkcji różnych czynników z linią dopasowania i słupkami RMSE dla analizy danych." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg" data-altupdatedat="1788250015000" data-alt="Rycina 2"> 
Rycina 2: Zależności między czasem po MCAO a parametrami qMRI istotnymi dla czasu wystąpienia 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 każdego z 5 poszczególnych szczurów poddanych MCAO. <a href="https://cloudfront.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.</a>

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.

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

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 ...

Obrazowanie rezonansem magnetycznym stanowi czułe i specyficzne narzędzie do wykrywania ostrego udaru niedokrwiennego poprzez wyznaczanie pozornego współczynnika dyfuzji tkanki mózgowej, zwanego ADC. W szczurzym modelu udaru niedokrwiennego różnice półkulowe w ilościowych czasach relaksacji T1 i T2 w obrębie zmiany niedokrwiennej zwiększały się wraz z czasem od wystąpienia udaru. Zależność czasowa tych różnic jest opisana heurystycznie za pomocą funkcji liniowej, co pozwala na proste szacowanie czasu wystąpienia udaru.Objętości tkanki z wydłużonymi czasami relaksacji T1 i T2 w obrębie zmiany niedokrwiennej również zwiększają się liniowo, stanowiąc uzupełniającą metodę określania czasu wystąpienia udaru. Przedstawiamy tutaj półautomatyczną procedurę komputerową, która wykorzystuje ADC do wyznaczenia granic tkanki w ostrym udarze niedokrwiennym w fazie hiperostrej permanentnego niedokrwienia ogniskowego. Wydłużone czasy relaksacji, zidentyfikowane również w tkance udaru niedokrwiennego, są wykorzystywane do określenia czasu rozpoczęcia udaru.Wykorzystano samce szczurów linii Wistar o masie od 300 do 400 g, u których przeprowadzono trwałe zamknięcie środkowej tętnicy mózgowej w celu wywołania ogniskowego udaru niedokrwiennego. Na czas operacji oraz eksperymentów MRI szczura znieczulono izofluranem za pomocą maski twarzowej. Po wykonaniu nacięcia na szyi odsłonięto tchawicę i oddzielono od niej mięśnie.Ranę powiększa się, aby udrożnić drogę do wspólnej tętnicy szyjnej (CCA). Wyeksponowano CCA, unikając uszkodzenia sąsiedniego pęczka nerwowego. Za pomocą mikrohaka chwyta się CCA, aby odsłonić zewnętrzną tętnicę szyjną (ECA) oraz wewnętrzną tętnicę szyjną (ICA).Krążenie w tętnicy szyjnej wspólnej (CCA) zostaje zablokowane za pomocą nici chirurgicznej. Tętnica szyjna zewnętrzna (ECA) zostaje podwiązana. Kłębko szyjny zostaje oddzielony od tętnicy szyjnej wewnętrznej (ICA), a następnie lokalizuje się rozwidlenie ICA, aby upewnić się, że po wprowadzeniu nici okluzyjnej dotrze ona do lewej tętnicy środkowej mózgu i zablokuje ją.Wokół ICA wprowadza się luźny szew. W ICA umieszcza się klips w taki sposób, aby znajdował się on głębiej niż szew. ECA utrzymuje się blisko podwójnego węzła zawiązanego wokół tętnicy szyjnej zewnętrznej.Nadmiar zewnętrznej tętnicy szyjnej (ECA) zostaje wypalony, aby zapobiec krwawieniu z ECA. Nitka zamykająca zostaje wprowadzona do ECA, a wewnętrzna tętnica szyjna (ICA) zostaje wyrównana z ECA. Następnie nitka jest przesuwana w stronę klipsa.Następnie zaciska się luźny szew w taki sposób, aby nić nadal mogła przesuwać się wewnątrz ECA. Następnie usuwa się klips, a nić zamykającą posuwa się dalej, aż zostanie wprowadzonych około dwóch centymetrów. Dodaje się kolejny węzeł, aby luźny węzeł stał się węzłem podwójnym.Szwy zostają zawiązane, a retraktory usunięte. Następnie rana zostaje zamknięta. Bezpośrednio po okluzji szczura unieruchamia się w podporce w centrum magnesu 9,4 Tesla, używając stabilizatorów usznych oraz bloku do zgryzu.Podczas obrazowania poziom izofluranu utrzymuje się na poziomie około 2%, a temperaturę utrzymuje się blisko 37 °C za pomocą podgrzewaczki wodnej umieszczonej pod tułowiem szczura. W trakcie obrazowania monitoruje się częstotliwość oddechów oraz temperaturę rektalną. Dane MRI są pozyskiwane do pięciu godzin po zamknięciu naczynia; w odstępach godzinnych pobieranych jest 12 spójnie próbkowanych przekrojów osiowych obrazu tensora dyfuzji, CPMG T2 oraz Flash T1.Szczegóły parametrów sekwencji zostały wymienione w manuskrypcie. Po zakończeniu eksperymentu szczury są uśmiercane, a następnie wykonuje się barwienie chlorkiem trifenylotetrazolem (TTC), aby potwierdzić występowanie niedokrwienia w mózgach szczurów. Szczegółowe informacje dotyczące barwienia TTC znajdują się w manuskrypcie.Po uzyskaniu danych MRI dążyliśmy do opracowania półautomatycznej metody wykrywania tkanki niedokrwiennej oraz charakterystyki jej sygnatury relaksometrycznej. Relaksację T2 modelowano jako zanik jednowykładniczy. Mapy T2 dopasowano, stosując algorytm logarytmu naturalnego wzdłuż wymiaru czasu echa i dopasowując funkcję liniową w każdym wokselu.Relaksację T1 modelowano jako jednowykładniczy powrót do namagnesowania równowagowego i dopasowano za pomocą metody binary chalk. Mapy ADC obliczono przy założeniu jednowykładniczej utraty sygnału w odniesieniu do wartości B. Po przygotowaniu wszystkich obrazów ilościowych zidentyfikowano tkankę niedokrwienną, wykorzystując odwrotne mapy ADC.Mapy te zostały poddane progowaniu w taki sposób, aby tkanka została uznana za niedokrwienną, jeśli odwrotność ADC przekraczała jedną medianową odchyłkę bezwzględną powyżej mediany odwrotności ADC tkanki niedokrwiennej. Proces ten mógł być przeprowadzany automatycznie i obiektywnie. Po wyznaczeniu obszarów tkanki niedokrwiennej obliczono rozkład T1 i T2 w każdym obszarze zainteresowania.Aby uzyskać rozkład T1 i T2 w przeciwległej półkuli, wykonano odbicie lustrzane obszaru zainteresowania dla tkanki niedokrwiennej. W tym przykładzie widać, że rozkłady T1 i T2 przesuwają się w prawo wraz z upływem czasu od początku zdarzenia. Do opisania zmian w rozkładach T1 i T2 w czasie wykorzystujemy dwa różne parametry.Parametr f jest zdefiniowany w poniższy sposób. Pozwala on na heurystyczną parametryzację frakcji wokseli w obrębie zmiany niedokrwiennej, które wykazują nietypowo wysokie lub niskie wartości T1 lub T2. Wymagane jest, aby woksel na mapie T1 lub T2 mógł zostać skategoryzowany jako posiadający wartość wysoką, niską lub normalną.Wysoką wartość T1 lub T2 w obszarze niedokrwiennym zdefiniowano jako wartość przekraczającą o więcej niż 1/2 maksimum medianę T1 lub T2 w nie niedokrwiennym obszarze zainteresowania. F1 to frakcja wokseli niedokrwiennych o wysokich wartościach T1, a F2 to frakcja wokseli o wysokich wartościach T2. Następnie obliczono objętość nakładania się obszarów ADC zidentyfikowanej tkanki niedokrwiennej z jednoczesnymi wysokimi wartościami T1 i T2, a wynik znormalizowano do całkowitej objętości mózgu.Wartości F1, F2 oraz objętość nakładania się zostały obliczone dla wszystkich szczurów w każdym punkcie pomiaru. Następnie wykorzystano je oddzielnie do wstecznego obliczenia czasu rozpoczęcia niedokrwienia poprzez dopasowanie modelu liniowego. W ten sposób możliwe było obliczenie niepewności czasu rozpoczęcia.Niepewności te sparametryzowano za pomocą błędu średniokwadratowego dla dopasowania liniowego. W przypadku uszkodzeń wywołanych udarem niedokrwiennym wszystkie parametry wzrastały liniowo w czasie. Sądząc po słupkach błędu średniokwadratowego, nasz protokół pozwala na oszacowanie czasu wystąpienia udaru z dokładnością do pół godziny.Ogólnym trendem jest to, że dane T2 wykazują lepsze wyniki niż T1, a najwyższą dokładność w określaniu czasu wystąpienia objawów uzyskuje się z objętości nakładających się obszarów podwyższonego T1 i T2. Obszary z nieprawidłowym T1 i T2 są heterogenicznie rozproszone w obrębie zmiany niedokrwiennej, co prawdopodobnie wynika z różnej wrażliwości tych ilościowych parametrów MRI na zmiany patofizjologiczne wywołane przez niedokrwienie. Sugeruje to, że ilościowe parametry MRI mogą być również informacyjne w ocenie stanu tkanki. Przedstawiliśmy tutaj protokół MRI, który umożliwia oszacowanie czasu wystąpienia udaru z znaczną dokładnością, a tym samym dostarcza informacji o stanie tkanki mózgowej podczas trwałego niedokrwienia.Zaletą ilościowego określania czasów relaksacji w celu szacowania czasu wystąpienia udaru jest ich niewrażliwość na nieznaczne różnice wynikające z czynników technicznych, takich jak niejednorodności pola magnetycznego i gęstość protonów, w tym przewidywana zmienność pola magnetycznego w obrębie zmiany niedokrwiennej. Należy mieć na uwadze, że niniejszy protokół odnosi się wyłącznie do niedokrwienia trwałe, a podane w pracy parametry akwizycji danych MRI są specyficzne dla zastosowanego skanera MRI 9,4 Tesla. Nasze poprzednie badania opisane w załączonej pracy wykazują, że procedura ta jest również dokładna przy 4,7 Tesla.W ogólnym ujęciu uważamy, że nasz protokół znajdzie zastosowanie w przedklinicznych badaniach nad udarem, w tym w badaniach nad terapiami przeciwmiażdżycowymi.

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

Research

JoVE Journal

Neuroscience

Neuronauka

Ten protokół opisuje powtarzające się wstępne kondycjonowanie hipoksyjne, czyli krótkie ekspozycje na niedotlenienie ogólnoustrojowe, które zmniejszają objętość zawału i zaburzenie bariery krew-mózg po przejściowym zamknięciu tętnicy środkowej mózgu u myszy. Szczegółowo opisano również podwójną kwantyfikację objętości zawału i przerwania bariery krew-mózg po udarze, aby ocenić skuteczność ochrony nerwowo-naczyniowej.

Kwantyfikacja ochrony nerwowo-naczyniowej po powtarzającym się kondycjonowaniu wstępnym hipoksyjnym i przejściowym zamknięciu tętnicy środkowej mózgu u myszy

Przedstawiona tutaj metoda wykorzystuje jednoczesną pozytonową tomografię emisyjną i obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego. W modelu niedotlenienia i niedokrwienia mózgu dynamiczne zmiany w dyfuzji i metabolizmie glukozy zachodzą w trakcie i po urazie. Ewoluujące i niepowtarzalne uszkodzenia w tym modelu wymagają jednoczesnej akwizycji, jeśli mają zostać pozyskane znaczące dane obrazowania multimodalnego.

Jednoczesne obrazowanie PET/MRI podczas niedotlenienia-niedokrwienia mózgu myszy

Aby zrozumieć patofizjologię udaru, ważne jest korzystanie z wiarygodnych modeli. W artykule opisano jeden z najczęściej stosowanych modeli udaru u myszy, określany jako model niedrożności tętnicy środkowej mózgu (MCAo) (określany również jako model włókna śródświetlnego lub szewu) z reperfuzją.

Podejście chirurgiczne do niedrożności tętnicy środkowej mózgu i udaru wywołanego reperfuzją u myszy

Udar noworodkowy jest istotną przyczyną wczesnego uszkodzenia mózgu, wymagającym modelu translacyjnego ze spójnymi wzorcami urazów ogniskowych i wysoką odtwarzalnością, aby umożliwić badanie. W pracy opisano szczegółową procedurę chirurgiczną mającą na celu stworzenie niekrwotocznego, jednostronnego ogniskowego uszkodzenia niedokrwienno-reperfuzyjnego u gryzoni o długości równoważnej.

Przemijający model niedrożności tętnicy środkowej mózgu udaru noworodka u szczurów P10

Wynik leczenia pacjentów z ostrym udarem niedokrwiennym zależy od szybkiego przywrócenia przepływu krwi w mózgu. Protokół ten ma na celu optymalizację postępowania z takimi pacjentami poprzez zminimalizowanie czasu okołozabiegowego i skrócenie czasu od przyjęcia do szpitala do reperfuzji.

Zoptymalizowane zarządzanie leczeniem wewnątrznaczyniowym ostrego udaru niedokrwiennego mózgu

Dostępny tutaj jest praktyczny samouczek dla ogólnodostępnego, ustandaryzowanego potoku przetwarzania obrazów w celu mapowania objawów zmian chorobowych. Dla każdego etapu przetwarzania dostępny jest przewodnik krok po kroku, od ręcznej segmentacji zawału w tomografii komputerowej/rezonansie magnetycznym po późniejszą rejestrację w standardowej przestrzeni, wraz z praktycznymi zaleceniami i ilustracjami z przykładowymi przypadkami.

Segmentacja zawału mózgu i rejestracja w rezonansie magnetycznym lub tomografii komputerowej w celu mapowania objawów zmian

Ten protokół opisuje nowatorską technikę pomiaru trzech najważniejszych parametrów niedokrwiennego uszkodzenia mózgu na tym samym zestawie próbek mózgu gryzoni. Wykorzystanie tylko jednej próbki mózgu jest bardzo korzystne pod względem kosztów etycznych i ekonomicznych.

Pomiar obrzęku mózgu po udarze, strefy zawału i uszkodzenia bariery krew-mózg w jednym zestawie próbek mózgu gryzoni

Ta praca demonstruje wykorzystanie multimodalnej platformy obrazowania opartej na ultradźwiękach do nieinwazyjnego obrazowania udaru niedokrwiennego. System ten pozwala na ilościowe określenie natlenienia krwi za pomocą obrazowania fotoakustycznego i upośledzonej perfuzji w mózgu za pomocą angiografii akustycznej.

Zintegrowana tomografia fotoakustyczna, ultrasonograficzna i angiograficzna (PAUSAT) do nieinwazyjnego obrazowania całego mózgu udaru niedokrwiennego

Ten protokół opisuje model przejściowego ogniskowego niedokrwienia mózgu u myszy poprzez śródświetlne zamknięcie środkowej tętnicy mózgowej. Dodatkowo przedstawiono przykłady oceny wyników z wykorzystaniem rezonansu magnetycznego i testów behawioralnych.

Przejściowy model niedrożności tętnicy środkowej mózgu

Technika ta umożliwia zastosowanie wysokorozdzielczej spektroskopii protonowej MR z rotacją pod kątem magicznym (HRMAS 1H-MRS) do charakterystyki molekularnej żywych Drosophila melanogaster przy użyciu konwencjonalnego spektrometru o indukcji 14,1 tesla wyposażonego w sondę HRMAS.

Spektroskopia rezonansu magnetycznego żywych much Drosophila melanogaster z wykorzystaniem wiru pod magicznym kątem

Poznaj protokół obrazowania qMRI do szacowania czasu udaru u szczurów Wistar. Metoda wykorzystuje czasy relaksacji T1 i T2 oraz mapy ADC do identyfikacji tkanek niedokrwiennych.

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

Przeglądaj więcej filmów