Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Neuroscience

Diffusjon Imaging i Rat Cervical Spinal Cord

doi: 10.3791/52390 Published: April 7, 2015

Introduction

Magnetic resonance imaging (MRI) er en ikke-invasiv verktøy som gir et vindu inn i hjernen og ryggmargen i både helse og sykdom. MR har revolusjonert klinisk diagnose, men det er også et verdifullt verktøy for laboratorieundersøkelse. Dyremodeller av nevrologiske skader eller sykdom gi en plattform for å forstå patofysiologien og akselerere oppdagelsen av terapi. I denne rapporten har vi demonstrere bruk av MR til en rottemodell av ryggmargsskade for å undersøke mulige biomarkører for mikro skade en bruker diffusjon tensor imaging (DTI). Den potensielle funn av tenkelig biomarkører vil hjelpe i diagnostisering og behandling av pasienter med ryggmargsskade. Disse markørene er sannsynlig å spille en rolle i oppdagelsen av behandlinger i prekliniske modeller og aktiver observasjon eller prognose i deres oversettelse til klinisk setting.

DTI er en spesialisert form for MRI som måler mikroskopisk bevegelse avvannmolekyler (dvs. diffusjon). DTI har vært særlig fordelaktig i sentralnervesystemet som skyldes tilstedeværelsen av aksoner der diffusjon er uforholdsmessig raskere langs axoner enn vinkelrett på dem, noe som gir informasjon om deres orientering og mikrostruktur sammensetning. Skalar indekser avledet fra DTI, inkludert et mål på den samlede diffusjon i vevet, betyr diffusivitet (MD), og et mål på orientering avhengighet av diffusjon, er fraksjonell anisotropi (FA) 2,3, sett omfattende programmer for å karakterisere mikrostrukturen av nervesystemet i både helse og sykdom fire. Disse beregningene har avdekket mikroskopiske vev funksjoner som er usynlig gjennom de fleste andre MR-metoder. Tidligere forsøk har vist at DTI oppdager eksterne mikro endringer i livmorhalsen ledningen etter thorax SCI i rotter 1. DTI endringer eksterne fra lesjonen sannsynlig reflektere hvordan hele ryggmargs resdammer til skade, og er potensielt en markør for sekundærskader.

Imaging rotte ryggmarg in vivo presenterer flere unike utfordringer. Mest spesielt er ryggmargen påvirket av luft bevegelse og krever nøye oppmerksomhet for å minimere bevegelse ved hjelp av flere metoder. I tidligere studier, immobilisering enheter fjernet bevegelse av ryggsøylen under skanning 5. For avbildning av livmorhals ledningen, vi utnytte fysisk tilbakeholdenhet i form av et hodeholderen og øre barer, som demper, men ikke eliminere bevegelse forårsaket av respirasjon. Videre benytter vi en tilpasset luft gating ordningen til å synkronisere bildet oppkjøpet med respirasjonssyklusen på en effektiv måte. Disse modifiseringer gjør det mulig å fjerne gjenstandene på annen måte på grunn av den store massebevegelse som følge av respirasjon 6. DWI er svært følsom for mikroskopisk bevegelse, inkludert CSF flyt og blod pulsering, og disse mindre kilder til bevegelse contamination er også mildnet av luft gating ordningen. I tillegg har ryggmargen et lite tverrsnittsareal, og representerer kun en brøkdel av synsfeltet. For nakkesøylen avbildning, hvor ryggmargen er plassert dypt inne i kroppen til dyret, er et sylindrisk radiofrekvens spole med tilstrekkelig signal penetrering er nødvendig for å avbilde cervical ryggmargen med høy oppløsning. En reduksjon i synsfeltet oppnås ved ytre volum undertrykkelse (OVS), som også tjener til å avbryte, eller ødelegge, signalet fra vev utenfor ryggmargen. Denne metoden, som kalles spoiler gradienter eller ytre volum undertrykkelse, tjener også til å redusere forurensing av gjenværende dyr bevegelse, CSF flyt, eller blod pulse innenfor disse vev.

Anordningen av ryggmargen kan også utnyttes til å forenkle avbildningsprotokollen. De ryggmargs axoner i hvit substans (WM) er nesten alle orientert parallelt med hovedaksen i ryggmargen. Thoss, mens DWI av hjernen krever målinger langs minst seks retninger for å sikre resultatene er ikke avhengig av den posisjonen innenfor magnet (en prosess som kalles diffusjon tensor imaging), målinger i ryggmargen kan erverves bare langs to retninger parallelt og vinkelrett i forhold til ledningen 7,8, heretter referert til som langsgående og tversgående, henholdsvis. Således er diffusiviteten og andre parametere målt langs de to retninger for seg og tillater slutninger i mikrostrukturen av vevet i både helse og sykdom eller skade.

Protocol

MERK: Etikk Uttalelse: Den institusjonelle Care og Bruk komiteer (IACUC) av Medical College of Wisconsin og Clement J. Zablocki VA Medical Center godkjent alle prosedyrer.

1. Animal Forberedelse og Overvåking

  1. Bedøve rotte i en induksjonskammeret, ved anvendelse av 5% isofluran i medisinsk luft. Når opprettingsrefleks er fraværende og klemme bakpoten produserer ingen tilbaketrekking refleks, redusere anestesi til 2% og overføre dyret til skanneren i et med hodet først utsatt posisjon. Oppretthold 2% isofluran gjennom en nesekonus anordning under hele prosedyren, og holde lege luft ved en strømningshastighet på omtrent 1 l / min. Påfør en liten mengde smøre salve til rotte øyne for å unngå skader på hornhinnen mens under narkose.
  2. Plasser en respiratorisk overvåkning belte sikkert rundt rotte overkropp. Koble beltet til en åndedrettsportsystem. Før fremme rotte inn i skanneren boringen, Chec k luftovervåking datamaskinen for å sikre respirasjonssyklusen er tydelig og konsekvent. Juster beltet hvis nødvendig, siden dette trinnet er avgjørende for bildekvaliteten.
  3. Overvåke og vedlikeholde dyrets kroppstemperatur på 37 ° C gjennom en rektal probe og varm luftoppvarmingssystem. Opprettholde lufthastighet mellom 30-45 pust per minutt ved å justere nivået av anestesi mellom 1,2 og 2%.
  4. Plasser rotte i hodet holder med en matbit bar og skru-i øret barer (figur 1), og skyv hodet inn i et kvadratur volum spole inntil nakkesøylen er plassert i sentrum av spolen.
    MERK: rotte skuldre kan hindre ytterligere progresjon inn i spolen.
  5. Fremme rotte og støtte holdere inn i skanneren boringen. Hvis det er aktuelt, justere innstillingen og matchende kondensatorer av spolen til riktig frekvens og impedans i henhold til instruksjonene fra spolen leverandøren.
e_title "> 2. MR-røntgen Parametere

MERK: Prosedyrene som beskrives her brukt en 9.4 T horisontal boring små dyr system, men passer også for andre feltstyrker av små dyr MR-maskiner.

  1. Bruk MR systemet automatiserte prosedyrer for påvisning av resonansfrekvensen, iterativt å forbedre homogeniteten av det magnetiske feltet (shimsingen), kalibrering av den radiofrekvente effekt, og justering av forsterkningen mottakeren.
  2. Ved hjelp av systemets programvaregrensesnitt, få en standard tre-fly speider scan for å sikre riktig plassering.
    1. Klikk "Ny scan", velg TriPilot, og klikk på "trafikklys" å skaffe bildene.
    2. Sikre at sentrum av nakkesøylen er på linje med både midten av magneten og sentrum av MRI-spolen. Å sentrere ryggraden i magnet, dytte eller dra på holderen og søke opp speider scan for verifisering.
    3. For å justere position av nakkesøylen i forhold til MR coil, fjerne holderen fra magneten for reposisjonering. Om nødvendig, gjenta denne prosessen før posisjonen er konsekvent. Hvis dyret blir omplassert, gjenta trinn 2.1.
  3. Legg til en ny ekko-planar diffusjon vektet spin-ekko sekvens (DtiEpi) til den aktuelle bildeprotokollen.
    1. Konfigurere og skaffe diffusjon vektet bilder med DWI sekvens ved hjelp av standardinnstillingene, unntatt for følgende:
    2. Åpne skive posisjon grafisk grensesnitt for å foreskrive 12 skiver med en tykkelse på 0,75 mm. Orientere skiver loddrett på hovedaksen til cervical ledningen. Sikre jevn skive posisjonering mellom forskjellige dyr eller på tvers av forskjellige avbildnings sesjoner ved hjelp av bunnen av cerebellum som en intern referanse.
    3. Still metningsbåndene til 'på'. Posisjon 4 metningsbånd med en tykkelse på 10 mm utenfor ryggmargen til å minimalisere signalet fra disse vevene ogredusere sitt potensial til å indusere artefakter (figur 3). Still luft gating ('trigger modul') til 'på'.
      MERK: Skikken åndedretts gating krever kunnskap og erfaring i pulssekvens programmering. Hvis dette ikke er tilgjengelig, er en løsning for å redusere antallet av skiver til 3-5 og TR til en s for å sikre at alle skiver er oppnådd i mellom åndedrag av dyret. Gjenta full sekvens med den andre delmengde av skivene for å oppnå full dekning av den cervikale ledningen.
    4. Klikk på verktøykasse-ikonet og klikk deretter på "Rediger metode." Sett antall EPI segmenter til 4. Endre fase koding retning mot venstre-høyre. Andre standardinnstillingene, skal være: echo avstand = 0,3234 ms, total ekko tog lengde per EPI segment = 32.
      MERK: fase koding satt til venstre-høyre retning snarere enn anterior-posterior vil redusere forurensning av bevegelse fra andre strukturer.
    5. Bruk følgende geometrical innstillinger. Matrix size = 128 x 128, og i planet felt-of-view = 25.6 x 25.6 mm, noe som resulterer i en in-plane romlig oppløsning = 0,200 x 0,200 mm. Sikre skive tykkelse = 0,75 mm. Slice orden = 'flettet', slice gap = 0 mm.
    6. Bruk følgende innstillinger diffusjon vekting: DW Measure = 'DW kontrast', diffusjon gradient (δ) varighet = 7 ms, diffusjon gradient separasjon (Δ) = 12 ms, antall b-verdier = 8, ønskede b-verdier = 0 , 250, 500, 750, 1000, 1500, 2500, 3500 mm / s 2, antall diffusjon retninger = 2, diffusjon veie retninger = [1 0 0] og [0 0 1] (laget for å være i plan som er parallelle og vinkelrett på ryggmargen aksen).
      MERK: Med disse innstillingene, oppnådde vi b-verdier på opptil 3500 s / mm 2. Maskinvarespesifikasjoner og andre egenskaper for systemytelse kan begrense b-verdi, siden diffusjon gradient (δ) varighet og diffusjon gradient separasjon (Δ) er avhengig av gradient ytelse, som på systemet vårt var: (maksimal stigning styrke: 440 mT / m, maksimal slew rate: 3440 T / m / s). For målinger av kurtose, 2 b-verdier, med høyere b-verdi på minst 2,000 s / mm 2, er anbefalt.
    7. Bruk følgende innstillinger timing. ekko tid (TE) = 27 ms (satt til minimum ved å taste 0), repetisjon tid (TR) = 1800 ms.
  4. Erverve forberedt sekvens. Med de parametre som er nevnt ovenfor, er den totale registreringstid ca. 25 min.
  5. Gjennom alle skanninger, overvåke luft gating programvare og juster forsinkelsesperioden mellom "trigger" (programvare påvisning av utløps) og signalet til MR-systemet slik at oppkjøp forekommer kun i hvilende (unmoving) delen av respirasjonssyklusen (Figur 2a, stabil del av grå linje). En utløsningsforsinkelse mellom 100-400 millisek er nødvendig, avhengig av dyrets åndedrett mønster. Dette vil bidra til å redusere artifakta som oppstår med luftbevegelse (figur 3e).
  6. Hvis tilgjengelig, gjentar sekvensen med den egendefinerte "reverse blips" satt til "på", noe som krever en ekstra 25 minutter av oppkjøpet tid.
    MERK: Hvis custom 'reverse-blip' sekvens 9 (kreves for mottakelighet artefakt korreksjon i løpet av trinn 3) ikke er tilgjengelig, bare et enkelt EPI fase koding retning er mulig, mens den reversert blip sekvens modifikasjon gjør at valg av fase koding retning (høyre -to-venstre eller venstre mot høyre).
  7. Ved avbildning er fullført, fjerner dyret fra holderen og returnere det til buret sitt. Ikke la et dyr uten tilsyn før det har gjenvunnet nok bevissthet til å opprettholde sternum recumbency.

3. Bildebehandling

  1. Eksportere data fra systemet i DICOM-format direkte fra systemet (fortrinnsvis) eller konvertere dataene til Nifti format ved hjelp av sedvane eller third parts programvare.
  2. Utføre mottakelighet artefakt korreksjon.
    1. Pakk den b = 0 volumer fra hver skanne inn en enkelt fil, ved hjelp av funksjonene som følger med FSL eller andre MR programvarepakker. Én fil for hver fase kode retning er nødvendig.
      MERK: For eksempel, hvis hver skanning besto av 8 skanninger av varierende b-verdier med diffusjon vekting i tverrgående retning, etterfulgt av 8 skanninger av diffusjon vekting i lengderetningen, inneholder bildefilen b = 0 skanninger i 1. og 9. volumer, og kan trekkes ut og settes sammen med følgende skall kode:
      fslroi $ {opp} _dwi_masked.nii.gz temp1 0 1
      fslroi $ {opp} _dwi_masked.nii.gz temp2 8 1
      fslroi $ {ned} _dwi_masked.nii.gz TEMP3 0 1
      fslroi $ {ned} _dwi_masked.nii.gz temp4 8 1
      fslmerge -t blip_both temp1 temp2 TEMP3 temp4
      (Hvor i dette tilfellet $ opp og $ ned er de skanner med normal og reversert fase koder retninger, henholdsvis). Bruk 'påfyllings' i FSL 10,11 for å skape et korrigert fil med redusert bildeforvrengning gjenstander. Påfør denne korreksjonen til rå DWI bilder som skal brukes til etablering av parameter kart.
      MERK: Bruksanvisning for bruk av kommandoen kan bli funnet på http://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/TOPUP/TopupUsersGuide . Eksempel kode for å bruke kommando i dette tilfelle er som følger:
      påfyllings --imain = blip_both_nlmf_b0images_masked.nii --datain = .. / topup_data.txt --config =. / b02b0_ratspine.cnf --out = topup_splines_nlmf --iout = $ ut --verbose --logout = topuplog.log
      dwiup = `ls $ {opp} * dwi_nlmFilt.nii`
      dwidown = `ls $ {ned} * dwi_nlmFilt.nii`
      applytopup --imain = $ {dwiup}, $ {dwidown} --datain = .. / topup_data.txt --method = jac --inindex = 1, $ ind --topup = topup_splines_nlmf --out = DWI _ $ {ut } -v
      Kopier og redigere standardfilen i $ {FSLDIR} /etc/flirtsch/b02b0.cnf for rotte spinal ledningen ved å redusere hver av verdiene i --warpres og --fwhm linjer med en faktor på ti.
  3. Hvis bilder med diffusjon vekting er ervervet sammen minst seks ikke-ortogonale retninger (ved hjelp av en DTI ordningen i Paravision eller en lignende tilpasset design), bruke programvarepakker som FSL sin Diffusion Toolbox 12 eller Camino 13 for å beregne standard DTI parameter kart. Hvis ikke, må du bruke en tilpasset prosedyre for å generere nyttige beregninger, som syssels diffusjon vekting bare langs to retninger, for eksempel, som angitt i trinn 3.4.
  4. Laste den korrigerte DWI fil som føres ut av påfyllings inn fslview og velg "Fil -> Opprett Mask" fra menyen. Bruk blyant verktøy for å tegne en region av interesse innen ett vevstype (for eksempel GM, rygg WM, eller ventrolateral WM). Lagre denne filen og gjenta etter eventuelle andre ønskede ROIs å bruke senere.
    MERK: Andre prosedyrer som segment Rois fra ryggmargen har blitt dokumentert 14,15
  5. Bruk ROI-filen til å maskere DWI fil og deretter beregne gjennomsnittet signal innenfor ROI for hvert bilde volum ved hjelp av følgende kommando:
    fslstats -t DWI_corrected.nii.gz -k GM_mask.nii.gz -M
  6. Kopiere de første åtte resultatene i numerisk databehandling program som MATLAB, som en vektor for tverr signal (for eksempel kalle det sig_T), og de andre åtte resultater som en vektor for langsgående signal (sig_L), hvor 8 er antall b- verdier som brukes.
    1. Kopier b-verdiene i et numerisk computing program som en vektor av 8 b-verdier. B-verdier for de tverrgående og langsgående retninger var identiske. Hvis det er mulig, er den effektive b-verdi, snarere enn den nominelle b-verdi, bør innhentes fra skanneren, som er oppført i parametervinduet fra trinn 2.3.5 som "Effektiv B verdi".
    2. Bruke den numeriske databehandling programmets kurvetilpasning verktøykasse for å passe signalet vs. b-verdidata til the ønsket modell ved å skrive cftools ved ledeteksten. For å gjøre dette, klikk "data ..." og velg signal vektorer som y-data og B-verdier som x-data. Klikk på "Montering ..." og under "Type of fit" velge "Custom Equation", deretter "Ny" og "Generelle ligninger" for å legge inn en ligning for montering.
  7. For å passe til standard spredningsmodell, skriv ligningen:
    S0. * Exp (-x. * D) "(1)
  8. For å passe til en modell som inkluderer diffusjon og en andre ordens sikt (kurtose; K) for å måle avviket fra Gaussian diffusjon 16, gå inn i ligningen:
    S0. * Exp (-x. * D + (1/6). * (X. * D). ^ 2. * K) "(2)
  9. Klikk "OK" og "Apply". Observere de estimerte verdiene for diffusiviteten (D) og kurtose (K) på den utgå vinduet. I "Data Set:" velgeren, velg sig_T (eller sig_L) data for bruk med ligning (1)eller (2) og klikk "Apply".
  10. Beregn anisotropi indeks (AI) ved hjelp av tverrgående og langsgående diffusivities:
    AI = (D-L-D-T) / (D-L + D T) (3)
    Dette er analogt til brøk anisotropi (FA) beregnet fra DTI modell. En anisotropi indeks for kurtose kan også beregnes ved hjelp av tverrgående og langsgående kurtose i stedet for spredningsevne.
    Merk Denne metoden gir verdier av modellparametere så som K-T, D T, etc. Det er også mulig å bruke kommandolinjen drift av kurvetilpasning kassen på hver voksel i ryggsøylen for å skape et kart over hver parameter fra modellen . Alternative monteringsmetoder kan anvendes og er beskrevet et annet sted. 17

Representative Results

Riktige prosedyrer for å redusere bevegelsesartefakter resultere i høy kvalitet diffusjon vektede bilder av rotte cervical ryggmargen. Ved hjelp av tilpassede luft gating (figur 2), mette uønsket signal fra vev utenfor ryggraden (Tall 3B & C), og magnetfelt mottakelighet forvrengning korreksjon produserer diffusjon vektet bildene slik som de i figur 4 og 5. Feilaktig eller un-gated bilder vil føre til gjenstander i form av skygger (figur 3E), mens det riktige portstyring er fri for artefakter.

Visuell inspeksjon av diffusjon vektet bilder på tvers av de 12 skiver avslører funksjonene i ryggmargen som er relatert til sin mikrostruktur. Nærmere bestemt, raskere diffusjon i vev resulterer i større signaltapet på diffusjon vektede bilder, som er forsterket med større diffusjon vekting (b-verdi). Med diffusjon vekting utført perpendicmeringen til ryggmargen akse, hvitt materiale langs omkretsen av ledningen ser lyse, fordi diffusjonen er langsom og begrenset vinkelrett aksonene. I motsetning til dette ser ut til den grå materie i det sentrale område av ledningen mørkere, siden det er sammensatt av aksoner og cellelegemer som ikke alle på linje langs en enkelt retning. Til sammenligning er diffusjon vekting i de parallelle retnings resultater i hvit materie med en mørkere utseende, siden diffusjon fort langs aksoner, mens grå materie er relativt lysere. Det er viktig å merke seg at de separate diffusjon vektet bilder vises for ulike b-verdier, siden de parallelle og vinkelrette retninger har den beste kontrasten mellom hvit og grå materie på ulike b-verdier.

Kombinere alle de diffusjon vektet bilder ved hjelp av matematiske formalismer tillater kart over de diffusjon parametere som skal vises. De gjennomsnittlige signaler fra den hvite og grå materie er plottet mot diffusjon vektfaktor (b-verdi) for de parallelle og vinkelrette retninger. Denne kvantitative data forsterker diffusjon vektet bildene som er vist i figur 4. Nærmere bestemt, har hvit substans en sterk avhengighet av retningen av diffusjon vekting (langsgående eller tversgående), mens grå substans er mindre avhengig av retningen. Tilsvarende montering av signalet ved hver voksel ved hjelp av ligningen for diffusjon kurtose kvantitative utbytter kart av spredningsparametere (figur 6B), som fremhever den samme avhengighet. Hvit materie har en høy grad av anisotropi for både utbredelsen (AID) og kurtose målinger (AIK). Således tverrgående diffusjon og kurtose avdekke den underliggende mikrostruktur i ryggmargen som er kjent fra histologiske undersøkelser. Disse diffusjon parametere, som er ervervet i levende, men bedøvet dyr, reflektere mikroskopiske vev egenskaper som axon tetthet og diameter. Endringer iSE tiltak forårsaket av skade og sykdom vil være nyttig for invasivt evaluere konsekvensene av skader og effekter av lovende behandlinger. Diffusjon vektet avbildning av rotte cervical ryggmargen kan derfor bli et verktøy for prekliniske studier av ryggmargsskader og sykdommer i ryggmargen.

Figur 1
Figur 1:. Design av spolen og holder for cervical ryggmargen MR En tilpasset kvadratur volum spiral (Doty Scientific Inc) ble brukt til bilde cervicalcolumna med høy følsomhet og ensartethet. Bedøvelse og medisinsk luft leveres av de angitte gassportene inn i nesepartiet, som passer komfortabelt rundt nesen av rotten. Utåndet og overskytende gass fanges opp av eksoslinje under svakt vakuum. Leder av rotte er sikret med bitt bar plassert rundt fortennene og øre barer plassert delicbart i øregangen. Andre fysiologiske overvåkings komponenter, inkludert åndedretts monitor og temperaturføler er ikke vist.

Figur 2
Figur 2: Åndedretts gating ordningen. En typisk luftveis spor (grå) og avtrekkeren (rød) fra portstyringsenhet er skjematisk vist (A). I typisk gjennomføring av gating (B), er et enkelt trigger brukt til å kjøpe alle skiver (vertikale linjer, 12 vist her) til tider jevnt fordelt innenfor repetisjon tid (TR). Dersom TR overstiger typisk periode, kan flere skiver oppstå under en pust og være utsatt for bevegelse (rød). I den modifiserte ordning (C), er en undergruppe av skiver ervervet hurtig etter at avtrekkeren (6 vist her), fulgt av en forsinkelse, med de andre skiver ervervet etter den etterfølgende trigger. EffektivtEr TR identiske mellom de to ordninger ved å rearrangere de forsinkelser innenfor sekvensen.

Figur 3
Figur 3:. MRI skive posisjonering, metning band, og bevegelseskontroll Tolv aksiale snitt ble arrangert på speideren bilde (A) med den mest fremre skive plassert på en konsekvent avstand fra krysset mellom hjernestammen og lillehjernen. Metnings band (B) ble tilsatt for å eliminere uønsket signal utenfor området av interesse. Et bilde uten diffusjon vekting (C) og ett med diffusjon vekting (D) med den tilpassede gating ordningen ansatt tydelig viser anatomi av ledningen og er fri for gjenstander. Med ikke-optimalisert gating ordningen eller feil åndedretts gating, diffusjon vektet bildene viser gjenstander (E) som et tap av signal i ledningen, eller flere "spøkelser" utenfor ledningen som vil korrupt påfølgende analyse. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 4
Figur 4:. Representant diffusjon vektede bilder ved hjelp av optimaliseringer som er beskrevet i teksten, høy kvalitet diffusjon vektede bilder ble oppnådd med diffusjon vekting søkt tverrgående (A) og langsgående (B) til ryggmargen hovedakse. Forskjellige b-verdier er vist for hver retning som gir den beste kontrast mellom hvitt og grått materiale som illustrasjon. For hver retning eller b-verdi, ble alle 12 skiver kjøpt i ca 90 sek. belastning / 52390 / 52390fig4large.jpg "target =" _ blank "> Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 5
Figur 5:. Reversed fase-kode korreksjon prosess Den venstre kolonnen viser et enkelt stykke avbildes med DWI sekvens som skissert i denne protokollen ("blip opp" bilde). Den midterste kolonnen viser sekvensen kjøpte en gang med "reverse blips" satt til "på. ' Legg merke til hvordan funksjonene som vises strukket i det første bildet til komprimert i den midterste kolonnen. Kolonnen til høyre viser diffusjon vektet bildene korrigert ved hjelp av påfyllings. Den øverste raden er den ikke-diffusjon vektede bilde, er den midterste raden et eksempel med diffusjon vekting påført i tverretningen, og den nederste raden er et eksempel med diffusjon vekting påført i lengderetningen.//www.jove.com/files/ftp_upload/52390/52390fig5large.jpg "target =" _ blank "> Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 6
Fig. 6: Beregnet kartene over diffusivitet og kurtose Den normaliserte signal (bildeintensitet) er plottet (A) som en funksjon av diffusjon vekting (b-verdi) for den tverrgående (T) og langsgående (L) diffusjon som koder retning. Høykvalitetskart (B) av spredningsevne (D), kurtose (K), og anisotropi (AI) er beregnet fra signalet på hver voxel og avsløre unike funksjonene i ryggmargen vev. Spesifikt, det er klar forskjell i parametre mellom de hvite og grå materie, samt regionale forskjeller i hvit substans regioner. Vennligst klikk her for å besøke MEW en større versjon av dette tallet.

Discussion

Teknikkene er skissert her kan tilby høy kvalitet diffusjon vektede bilder av rotte ryggmarg in vivo. Bildekvaliteten avhenger av mange faktorer, men ryggmargen har flere unike saker som er viktige.

Bevegelse er et viktig problem at hvis dette ikke korrigeres, vil resultere i ubrukelige bilder. Dermed krever det nøye overvåking under MR-økt. Hvis bilde gjenstander er observert på første MR som er konsistent med bevegelse, stoppe oppkjøpet og iverksette tiltak for å eliminere gjenstander, siden disse er vanskelig å fjerne i etterbehandling. Sørg for at luft datamaskin mottar en sterk, vanlig signal fra luftovervåkningsenhet. Respirasjonen belte kan være nødvendig å justere for riktig spenning som gir en konsistent signal, men ikke begrenser ikke puste dyrets. Opprettholde riktig nivå av anestesi til alle tider; 1,5-2,0% isofluorane har blitt brukt i vår erfaringsutvekslingce. Likeledes, reduksjon i den totale bevegelse av dyret og ryggraden er et annet viktig aspekt for å gi artefakt frie bilder. I motsetning til den menneskelige ryggmargen, som opplever betydelig bevegelse forårsaket av CSF pulse relatert til hjertesyklusen, er CSF pulsering i gnager hovedsakelig assosiert med respirasjonssyklusen 18. Mens det er vanskelig å fullt eliminere all bevegelse i ledningen, er det spesielt viktig å redusere bevegelse i den grad det er mulig, som ofte oppnås gjennom prøving og feiling. Videre kan rotter med ulike nevrologiske skader eller lidelser har unormale puste priser eller andre fysiologiske komplikasjoner som kan kreve tilpasning av prosedyrene skissert her.

Tilpasningene i pulssekvens for luft gating, sammen med bilde gjenoppbygging prosedyrer som er skreddersydd for dette formålet, minimere effekten av forvrengning forårsaket av inhomogene magnetfelt som ikke kan fjernelseed av justeringer som utføres på MRI-system.

Tilsvarende bildekvalitet avhenger av varigheten av bildebehandling tid. I vårt eksempel å begrense antall diffusjon vekting sammen bare to retninger aktivert en reduksjon i total bilde tid. En begrensning ved denne metoden er at det ikke lenger er kompatibel med full tensor analyse (DTI), som er normen for mange andre studier. Alternativt bruke færre gjennomsnitt og flere diffusjon retninger eller b-verdier kan gi rom for bedre karakterisering og samtidig opprettholde samme oppkjøp tid. Tidligere studier har vist at to-retning tilnærming gir informasjon i samsvar med den 6-retning (DTI) tilnærming 19, men forsiktighet må tas for å sikre skiver (og diffusjon retninger) er orientert presist sammen og vinkelrett på ledningen. Imidlertid anskaffe flere b-verdier gir bedre karakterisering og matematisk montering av kurtose og anbefales fremfor bruk av en enkelt B-Value. Videre ble det full sekvens gjentatt med en omvendt fase kode retning som reduserer effekten av magnetfelt resistens gjenstander, og forbedrer den generelle bildekvaliteten gjennom gjennomsnittsberegning. Til slutt, bildeoppløsningen brukes i vår protokoll gir klart skille den hvite og grå materie. Bilder med høyere oppløsning er mulig, selv om dette ofte går på bekostning av lengre skanne ganger eller potensialet for flere gjenstander.

Forbedringer i radiofrekvens spoler, pulssekvenser, og etterbearbeidingsmetoder vil alle ha den effekten av å forbedre avbildning av ryggmargen i fremtidige tilpasninger av denne metoden. For eksempel kan overflate spoler være gunstig for forbedret bildekvalitet lik den som ble observert hos mus. 20 Disse tiltakene har en høy sannsynlighet for å være nyttig som biomarkører for diagnostikk og behandling av ryggmargsskader.

Disclosures

Publiserings avgifter for denne artikkelen ble delvis sponset av Bruker Corporation.

Acknowledgments

Vi takker Kyle Stehlík, Natasha Wilkins, og Matt Runquist for eksperimentell hjelp. Finansiert gjennom forskning og utdanning Initiative Fund, en komponent av Advancing en sunnere Wisconsin legat ved Medical College of Wisconsin, og Craig H. Neilsen Foundation.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Small animal imaging RF coil Doty SAIP400-H-38-S
Respiratory gating system SA Instruments 1030
MR scanner Bruker Biospec 94/30 USR

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Jirjis, M. B., Kurpad, S. N., Schmit, B. D. Ex Vivo Diffusion Tensor Imaging of Spinal Cord Injury in Rats of Varying Degrees of Severity. J Neurotrauma. 30, (18), 1577-1586 (2013).
  2. Basser, P. J., Mattiello, J., Lebihan, D. Estimation of the Effective Self-Diffusion Tensor from the NMR Spin Echo. J Magn Reson. 103, (3), 247-254 (1994).
  3. Basser, P. J., Mattiello, J., LeBihan, D. MR diffusion tensor spectroscopy and imaging. Biophys J. 66, (1), 259-267 (1994).
  4. Song, S. -K., Sun, S. -W., Ju, W. -K., Lin, S. -J., Cross, A. H., Neufeld, A. H. Diffusion tensor imaging detects and differentiates axon and myelin degeneration in mouse optic nerve after retinal ischemia. NeuroImage. 20, (3), 1714-1722 (2003).
  5. Beckmann, N., Bruttel, K., Urban, L., Rudin, M. Signal changes in the spinal cord of the rat after injection of formalin into the hindpaw: characterization using functional magnetic resonance imaging. Proc Natl Acad Sci U S A. 94, (10), 5034-5039 (1997).
  6. Le Bihan, D., Poupon, C., Amadon, A., Lethimonnier, F. Artifacts and pitfalls in diffusion MRI. J Magn Reson Imaging. 24, (3), 478-488 (2006).
  7. Ford, J. C., Hackney, D. B., et al. MRI characterization of diffusion coefficients in a rat spinal cord injury model. Magn Reson Med. 31, (5), 488-494 (1994).
  8. Clark, C. A., Barker, G. J., Tofts, P. S. Magnetic resonance diffusion imaging of the human cervical spinal cord in vivo. Magn Reson Med. 41, (6), 1269-1273 (1999).
  9. Mohammadi, S., Nagy, Z., Hutton, C., Josephs, O., Weiskopf, N. Correction of vibration artifacts in DTI using phase-encoding reversal (COVIPER). Magn Reson Med. 68, (3), 882-889 (2012).
  10. Andersson, J. L. R., Skare, S., Ashburner, J. How to correct susceptibility distortions in spin-echo echo-planar images: application to diffusion tensor imaging. NeuroImage. 20, (2), 870-888 (2003).
  11. Smith, S. M., Jenkinson, M., et al. Advances in functional and structural MR image analysis and implementation as FSL. NeuroImage. 23, S208-S219 (2004).
  12. Behrens, T. E. J., Woolrich, M. W., et al. Characterization and propagation of uncertainty in diffusion-weighted MR imaging. Magn Reson Med. 50, (5), 1077-1088 (2003).
  13. Cook, P. A., Bai, Y., et al. Camino: Open-Source Diffusion-MRI Reconstruction and Processing. 14th Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. 2759 (2006).
  14. Kim, J. H., Tu, T. -W., Bayly, P. V., Song, S. -K. Impact Speed Does Not Determine Severity of Spinal Cord Injury in Mice with Fixed Impact Displacement. J Neurotrauma. 26, (8), 1395-1404 (2009).
  15. Tu, T. -W., Kim, J. H., Yin, F. Q., Jakeman, L. B., Song, S. -K. The impact of myelination on axon sparing and locomotor function recovery in spinal cord injury assessed using diffusion tensor imaging. NMR Biomed. 26, (11), 1484-1495 (2013).
  16. Jensen, J. H., Helpern, J. A., Ramani, A., Lu, H., Kaczynski, K. Diffusional kurtosis imaging: The quantification of non-gaussian water diffusion by means of magnetic resonance imaging. Magn Reson Med. 53, (6), 1432-1440 (2005).
  17. Veraart, J., Sijbers, J., Sunaert, S., Leemans, A., Jeurissen, B. Weighted linear least squares estimation of diffusion MRI parameters: Strengths, limitations, and pitfalls. NeuroImage. 81, 335-346 (2013).
  18. Budgell, B. S., Bolton, P. S. Cerebrospinal Fluid Pressure in the Anesthetized Rat. J Manipulative Physiol Ther. 30, (5), 351-356 (2007).
  19. Tu, T. -W., Kim, J. H., Wang, J., Song, S. -K. Full Tensor Diffusion Imaging Is Not Required To Assess the White-Matter Integrity in Mouse Contusion Spinal Cord Injury. J Neurotrauma. 27, (1), 253-262 (2010).
  20. Kim, J. H., Song, S. -K. Diffusion tensor imaging of the mouse brainstem and cervical spinal cord. Nat Protoc. 8, (2), 409-417 (2013).
Diffusjon Imaging i Rat Cervical Spinal Cord
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Zakszewski, E., Schmit, B., Kurpad, S., Budde, M. D. Diffusion Imaging in the Rat Cervical Spinal Cord. J. Vis. Exp. (98), e52390, doi:10.3791/52390 (2015).More

Zakszewski, E., Schmit, B., Kurpad, S., Budde, M. D. Diffusion Imaging in the Rat Cervical Spinal Cord. J. Vis. Exp. (98), e52390, doi:10.3791/52390 (2015).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
simple hit counter