Login processing...

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

Neuroscience

Diffusion Imaging i Rat Cervical Spinal Cord

doi: 10.3791/52390 Published: April 7, 2015

Introduction

Magnetic resonance imaging (MRI) er en non-invasiv værktøj, der giver et vindue ind i hjernen og rygmarven i både sundhed og sygdom. MRI har revolutioneret klinisk diagnose, men det er også et værdifuldt redskab til laboratorieundersøgelse. Dyremodeller inden for neurologiske skader eller sygdom skabe en platform til at forstå patofysiologi og fremskynde opdagelsen af ​​behandlinger. I denne rapport, vi demonstrere anvendelsen af MRI til en rotte model af rygmarvsskade at undersøge potentielle biomarkører for mikrostrukturel skade 1 Brug diffusion tensor imaging (DTI). Den potentielle opdagelse af billeddata biomarkører vil hjælpe i diagnosticering og behandling af patienter med rygmarvsskade. Disse markører vil sandsynligvis spille en rolle i opdagelsen af ​​behandlinger i prækliniske modeller og muliggøre observation eller prognose i deres oversættelse til det kliniske miljø.

DTI er en specialiseret form for MRI, som måler mikroskopisk bevægelsevandmolekyler (dvs. diffusion). DTI har været særlig fordelagtig i nervesystemet på grund af tilstedeværelsen af ​​axoner, hvor diffusion er uforholdsmæssigt hurtigere langs axoner end vinkelret på dem, som giver oplysninger om deres orientering og mikrostrukturelle sammensætning. Skalare indeks stammer fra DTI, herunder et mål for den samlede diffusion i vævet, betyder diffusivitet (MD), og et mål for orientering afhængighed af diffusion, har fraktioneret anisotropi (FA) 2,3, set omfattende ansøgninger karakterisere mikrostrukturen af nervesystemet i både sundhed og sygdom 4. Disse målinger har afsløret mikroskopiske væv funktioner, der er usynlige gennem de fleste andre MRI metoder. Tidligere indsats viste, at DTI registrerer fjerntliggende mikrostrukturelle ændringer inden for livmoderhalskræft ledning efter thorax SCI rotter 1. DTI ændringer fjernt fra læsionen sandsynligvis afspejler, hvordan hele rygmarven resdamme til skade, og er potentielt en markør for sekundær skade.

Imaging rotte rygmarven in vivo viser flere unikke udfordringer. Mest bemærkelsesværdigt er rygmarven påvirkes af respiratorisk bevægelse og kræver omhyggelig opmærksomhed på at minimere bevægelse ved hjælp af flere metoder. I tidligere undersøgelser, immobiliseringstrin enheder fjernet bevægelse af rygsøjlen under scanningen 5. Til billeddannelse af livmoderhalskræft ledning udnytter vi fysisk tilbageholdenhed i form af et hoved holder og øre barer, som dæmper, men eliminerer ikke bevægelse forårsaget af åndedræt. Desuden udnytter vi en brugerdefineret respiratorisk gating ordning til at synkronisere billedoptagelse med respiratoriske cyklus på en effektiv måde. Disse ændringer gør det muligt fjernelse af artefakter ellers forårsages af de store bulk-bevægelse forårsaget af åndedræt 6. DWI er meget følsom over for mikroskopisk bevægelse, herunder cerebrospinalvæskestrømmen og blod pulsering, og disse mindre kilder bevægelse contamination også lindres ved respiratorisk gating ordningen. Derudover rygmarven har et lille tværsnitsareal og udgør kun en brøkdel af synsfeltet. For halshvirvelsøjlen billeddannelse, hvor rygmarven er placeret dybt inde i legemet af dyret, er en cylindrisk radiofrekvens spole med tilstrækkelig signal penetration nødvendigt at afbilde den cervikale rygmarv med høj opløsning. En reduktion i synsfeltet opnås ved ydre volumen suppression (OVS), som også tjener til at annullere eller ødelægge signalet fra væv uden for rygmarven. Denne metode, der kaldes spoiler gradienter eller ydre volumen undertrykkelse, også tjener til at reducere enhver forurening af resterende dyr bevægelse, CSF flow, eller blod pulsering i disse væv.

Arrangementet af rygmarven kan også udnyttes til at forenkle imaging protokollen. Rygmarven axoner i den hvide substans (WM), er næsten alle orienteret parallelt med hovedaksen i rygmarven. Thos, mens DWI af hjernen kræver målinger langs mindst 6 retninger for at sikre at resultaterne ikke afhænger af positionen inden magneten (en proces, der kaldes diffusion tensor imaging), målinger i rygmarven kan erhverves kun langs 2 retninger parallelt og vinkelret på ledningen 7,8, i det følgende benævnt langsgående og tværgående hhv. Således diffusivitet og andre parametre måles, langs 2 retninger separat og tillade slutninger i mikrostrukturen af ​​vævet i både sundhed og sygdom eller skade.

Protocol

BEMÆRK: etiske retningslinjer: Den institutionelle Pleje og Brug udvalg (IACUC) i Medical College of Wisconsin og Clement J. Zablocki VA Medical Center godkendt alle procedurer.

1. Animalske forberedelse og overvågning

  1. Bedøve rotte i en induktion kammer, ved anvendelse af 5% isofluran i medicinsk luft. Når stabilitetsrefleks er fraværende og presse bagpoten producerer ingen tilbagetrækning refleks, reducere anæstesi til 2% og overføre dyret til scanneren seng i et head-første bugleje. Oprethold 2% isofluran gennem en næsekegle anordning hele proceduren, og holde medicinsk luft ved en strømningshastighed på ca. 1 L / min. Påfør en lille mængde smørende salve til rotten øjne for at undgå skader på hornhinden, mens under anæstesi.
  2. Placer en respiratorisk overvågning bælte sikkert omkring rottens torso. Slut bæltet til en respiratorisk gating system. Før fremme rotten i scanneren boring, CHEC k luftvejene overvågning computer for at sikre den respiratoriske cyklus er klar og konsekvent. Juster bæltet, hvis nødvendigt, da dette trin er afgørende for billedkvaliteten.
  3. Overvåge og vedligeholde dyrets kropstemperatur ved 37 ° C gennem en rektal sonde og varmluft varmesystem. Oprethold respirationsfrekvens mellem 30-45 vejrtrækninger per min ved at justere niveauet af anæstesi mellem 1,2 og 2%.
  4. Placer rotte i hoved indehaveren med en bid bar og skrue-i øre stænger (figur 1), og skub hovedet ind i en kvadratur volumen spole frem halshvirvelsøjlen er placeret i midten af spolen.
    BEMÆRK: rottens skuldre kan forhindre yderligere progression i spolen.
  5. Advance rotter og støtter holdere ind i scanneren boring. Hvis det er relevant, at justere stemningen og matchende kondensatorer af spolen til den korrekte frekvens og impedans i henhold til instruktionerne fra spolen sælgeren.
e_title "> 2. MRI Scanningsparametre

BEMÆRK: De her beskrevne procedurer brugte en 9,4 T vandret boring lille dyr system, men finder anvendelse på andre feltstyrker af små dyr MRI-systemer.

  1. Brug MRI systemets automatiske procedurer til påvisning af resonansfrekvens, iterativt forbedre homogeniteten af ​​det magnetiske felt (lagdannelse), kalibrering af radiofrekvens magt, og justering af modtagerens gevinst.
  2. Ved hjælp af systemets software interface, opnå en standard tre-plan spejder scanning for at sikre korrekt placering.
    1. Klik på "Ny scan", vælg TriPilot, og klik på "trafiklys" at erhverve billederne.
    2. Sikre midten af ​​halshvirvelsøjlen flugter med både midten af ​​magneten og midten af ​​MRI spolen. For at centrere rygsøjlen i magneten, skubbe eller trække i vuggen og generhverve den spejder scanning til verifikation.
    3. For at justere position af halshvirvelsøjlen i forhold til MRI spole, fjerne holderen fra den magnet for repositionering. Gentag om nødvendigt denne proces, indtil stillingen er konsistent. Hvis dyret flyttes, skal du gentage trin 2.1.
  3. Tilføj en ny ekko-plane diffusion vægtet spin-ekko sekvens (DtiEpi) til den aktuelle imaging-protokollen.
    1. Konfigurer og erhverve diffusion vægtede billeder med DWI sekvens ved hjælp af standardindstillingerne med undtagelse af følgende:
    2. Åbn skive position grafiske brugerflade til at ordinere 12 skiver med en tykkelse på 0,75 mm. Orientere skiverne vinkelret på hovedaksen af ​​den cervikale ledningen. Sikre konsekvente skive positionering mellem forskellige dyr eller på tværs af forskellige billeddannende sessioner ved hjælp af bunden af ​​cerebellum som en intern reference.
    3. Indstil mætning bands til 'On'. Position 4 mætning bands med en tykkelse på 10 mm uden for rygmarven for at minimere signalet fra disse væv ogreducere deres potentiale til at inducere artefakter (Figur 3). Sæt respiratorisk gating ("trigger modul") til "på".
      BEMÆRK: Den brugerdefinerede respiratoriske gating kræver viden og erfaring i pulssekvens programmering. Hvis dette ikke er tilgængelig, en løsning er at reducere antallet af skiver til 3-5 og TR til 1 s for at sikre, at alle skiver er fremstillet i-mellem vejrtrækninger af dyret. Gentag den fulde sekvens med den anden delmængde af skiver for at opnå fuld dækning af den cervikale ledningen.
    4. Klik på ikonet værktøjskassen og derefter klikke på "Rediger metode". Indstil antallet af EPI-segmenter til 4. Skift fasekodning retning til venstre-højre. Andre standardindstillinger bør være: echo afstand = 0,3234 ms, alt ekko toglængde pr EPI segment = 32.
      BEMÆRK: fasekodning indstillet til venstre-højre snarere end anterior-posterior vil reducere forurening af bevægelse fra andre strukturer.
    5. Brug følgende geometrical indstillinger. Matrix size = 128 x 128, og i planet field-of-view = 25,6 x 25,6 mm, hvilket resulterer i en in-plane rumlig opløsning = 0,200 x 0,200 mm. Sikre skive tykkelse = 0,75 mm. Slice ordre = 'sammenflettet «, skive hul = 0 mm.
    6. Brug følgende diffusion vægtning indstillinger: DW Measure-mode = 'DW kontrast ", diffusion gradient varighed (δ) = 7 ms, diffusion gradient separation (Δ) = 12 ms, antal B-værdier = 8, ønskede B-værdier = 0 , 250, 500, 750, 1.000, 1.500, 2.500, 3.500 mm / s 2, antallet af diffusion retninger = 2, diffusion vægtning retninger = [1 0 0] og [0 0 1] (lavet til at være i planer parallelt og vinkelret på rygmarven akse).
      BEMÆRK: Med disse indstillinger, vi opnåede B-værdier så høje som 3.500 s / mm 2. Hardware specifikationer og andre systemets ydeevne egenskaber kan begrænse b-værdi, da diffusion gradient varighed (δ) og diffusion gradient separation (Δ) er afhængige af ggradienten præstation, som i vores system var: (maksimal gradient styrke: 440 mT / m, maksimal dræbte sats: 3.440 T / m / s). For målinger af kurtosis, 2 B-værdier, med den højere b-værdi på mindst 2.000 s / mm 2, anbefales.
    7. Brug følgende timing indstillinger. ekkotid (TE) = 27 ms (indstillet til minimum ved at indtaste 0), gentagelse tid (TR) = 1.800 ms.
  4. Anskaf den forberedt sekvens. Med parametrene anført ovenfor, den samlede køb er cirka 25 min.
  5. Gennem alle scanninger overvåge respiratorisk gating software og justere forsinkelsen perioden mellem "trigger" (software detektering af udløbet), og signalet til MRI, således at erhvervelser kun forekommer i hvilende (ubevægelig) del af respiratorisk cyklus (figur 2a, stabil del af grå linie). Er nødvendigt med en trigger forsinkelse mellem 100-400 ms afhængigt af dyrets respiration mønster. Dette vil bidrage til at mindske artifakta, der opstår med respiratorisk bevægelse (figur 3e).
  6. Hvis det er tilgængeligt, gentages sekvensen med custom "reverse blips" sat til "on", som kræver yderligere 25 minutter af erhvervelse tid.
    BEMÆRK: Hvis den brugerdefinerede "reverse-blip 'sekvens 9 (kræves til følsomhed artefakt korrektion under trin 3) ikke er tilgængelig, kun en enkelt EPI fasekodning retning er mulig, mens den omvendt blip sekvens modifikation tillader valget af fasekodning retning (højre -til-venstre eller fra venstre til højre).
  7. Når billeddannelse er færdig, skal du fjerne dyret fra holderen og returnere det til sit bur. Lad ikke et dyr uden opsyn, indtil det har genvundet tilstrækkelig bevidsthed til at opretholde brystleje.

3. Billedbehandling

  1. Eksportere data fra systemet i DICOM format direkte fra systemet (at foretrække) eller konvertere data til NIFTI format ved hjælp sædvane eller third-parts software.
  2. Udfør følsomhed artefakt korrektion.
    1. Uddrag af b = 0 mængder fra hver scanning i en enkelt fil, bruges hjælpeprogrammer leveres med FSL eller andre MRI softwarepakker. En fil for hver fase encode retning er påkrævet.
      BEMÆRK: For eksempel, hvis hver scanning bestod af 8 scanninger af varierende B-værdier med diffusion vægtning i den tværgående retning, efterfulgt af 8 scanninger af diffusion vægtning i længderetningen, billedfilen indeholder b = 0 scanninger i 1. og 9. volumener, og kan udvindes og samles med følgende shell-kode:
      fslroi $ {op} _dwi_masked.nii.gz temp1 0 1
      fslroi $ {op} _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 tilfælde $ op og $ ned er scanninger med normal og omvendt fase koder retninger, henholdsvis). Brug kommandoen 'topup «i FSL 10,11 til at oprette en korrigeret fil med reducerede billedforvrængning artefakter. Anvend denne rettelse til de rå DWI billeder, der skal anvendes til oprettelse af parameter kort.
      BEMÆRK: Vejledning til brug af kommandoen kan findes på http://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/TOPUP/TopupUsersGuide . Eksempel kode til at bruge kommandoen i dette tilfælde er som følger:
      topup --imain = blip_both_nlmf_b0images_masked.nii --datain = .. / topup_data.txt --config =. / b02b0_ratspine.cnf --out = topup_splines_nlmf --iout = $ ud --verbose --logout = topuplog.log
      dwiup = `ls $ {op} * 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 _ $ {ud } -v
      Kopier og rediger standard fil i $ {FSLDIR} /etc/flirtsch/b02b0.cnf for rotten tural ledning ved at reducere de enkelte værdier i --warpres og --fwhm linjer med en faktor 10.
  3. Hvis billeder med diffusion vægtning erhverves langs mindst 6 ikke vinkelrette retninger (ved hjælp af en DTI ordning Paravision eller et lignende custom design), brug softwarepakker såsom FSL s Diffusion Toolbox 12 eller Camino 13 til at beregne standard DTI parameter kort. Hvis ikke, skal du bruge en brugerdefineret procedure til at generere brugbare målinger, der beskæftiger diffusion vægtning kun langs 2 retninger, for eksempel, som angivet i trin 3.4 og fremefter.
  4. Læg den korrigerede DWI fil udsendt ved TopUp i fslview og vælg "Filer -> Opret Mask" fra menuen. Brug blyant værktøjer til at tegne et område af interesse inden for en vævstype (f.eks GM, dorsal WM, eller ventrolaterale WM). Gem filen og gentag for eventuelle andre ønskede ROIs at bruge senere.
    BEMÆRK: Andre procedurer til segment ROI'er fra rygmarven er blevet dokumenteret 14,15
  5. Brug ROI-filen til at maskere DWI fil og derefter beregne middelværdien signal i ROI for hvert billede lydstyrken ved hjælp af følgende kommando:
    fslstats -t DWI_corrected.nii.gz -k GM_mask.nii.gz -M
  6. Kopier de første 8 resultater i numerisk computing program som Matlab, som vektor for tværgående signal (f.eks kalder det sig_T), og den anden 8 resultater som vektor for langsgående signal (sig_L), hvor 8 er antallet af b- værdier anvendes.
    1. Kopier b-værdier i et numerisk computing program som en vektor af 8 B-værdier. B-værdierne for de tværgående og langsgående retninger var identiske. Hvis det er muligt, den effektive b-værdi, i stedet for den nominelle b-værdi, bør indhentes fra scanneren, der er noteret i parametervindue fra trin 2.3.5 som "Effektiv B værdi".
    2. Brug det numeriske computing programmets kurvetilpasning værktøjskasse til at passe signalet vs. b-værdien til the ønskede model ved at skrive cftools ved kommandoprompten. For at gøre dette, skal du klikke på "Data ..." og vælg signalet vektorer som y-data og B-værdier som x-data. Klik på "Fitting ..." og under "Type fit", vælg "Custom ligning" og derefter klikke på "Ny" og "Generelle Ligninger" for at indtaste en ligning til montering.
  7. Til at passe til den standard diffusion model, indtaste ligningen:
    S0. * Exp (-x. * D) "(1)
  8. Til at passe til en model, der omfatter formidling og en anden ordens sigt (kurtosis; K) til at måle afvigelsen fra Gaussian diffusion 16 Indtast ligningen:
    S0. * Exp (-x. * D + (1/6). * (X. * D). ^ 2. * K) "(2)
  9. Klik på "OK" og "Anvend". Overhold de estimerede værdier for diffusivitet (D) og kurtosis (K) på den udgående vinduet. I "Datasæt:" vælgeren, skal du vælge sig_T (eller sig_L) data til brug med ligning (1)eller (2), og klik på "Anvend".
  10. Beregn anisotropi indekset (AI) ved hjælp af tværgående og langsgående diffusivities:
    AI = (D L -D T) / (D L + D T) (3)
    Dette er analogt til den fraktionerede anisotropi (FA), beregnet i DTI model. En anisotropi indekset for kurtosis kan også beregnes ved hjælp tværgående og langsgående kurtosis i stedet for diffusivitet.
    BEMÆRK Denne metode giver værdier af modelparametre såsom K T, D T, etc. Det er også muligt at anvende kommando-line drift af kurvetilpasning værktøjskasse på hver voxel i rygsøjlen for at skabe et kort over hver parameter fra modellen . Alternative montering fremgangsmåder kan anvendes og er beskrevet andetsteds. 17

Representative Results

Korrekte procedurer for at minimere bevægelsesartefakter resulterer i høj kvalitet diffusion vægtede billeder af rotte cervikale rygmarv. Brug brugerdefinerede respiratorisk gating (figur 2), mættende uønsket signal fra væv uden for rygsøjlen (figur 3B & C), og magnetisk felt følsomhed forvrængningskorrektion producerer diffusion-vægtede billeder som de i figur 4 og 5. Forkert eller un-gated billeder vil føre til artefakter i form af skygger (figur 3E), mens korrekt gating er fri for artefakter.

Visuel inspektion af diffusions- vægtede billeder på 12 skiver afslører funktioner i rygmarven, der vedrører dens mikrostruktur. Specifikt hurtigere diffusion i væv resulterer i større tab signal på diffusion vægtede billeder, som forværres med større diffusion vægtning (b-værdi). Med diffusion vægtning udførte perpendicular til rygmarven akse hvide substans langs periferien af ​​ledningen ser lyse, da diffusion er langsom og begrænset vinkelret axoner. I modsætning hertil den grå substans i den centrale region af ledningen vises mørkere, da det er sammensat af axoner og cellelegemer, som ikke alle på linie langs en enkelt retning. Til sammenligning diffusion vægtning i de parallelle retning resulterer i hvide substans med en mørkere udseende, da diffusion er hurtig langs axoner, mens grå stof er relativt lysere. Det er vigtigt at bemærke, at de separate diffusion vægtede billeder er vist for forskellige B-værdier, idet de parallelle og vinkelrette retninger har den bedste kontrast mellem hvide og grå stof på forskellige B-værdier.

Ved at kombinere alle de diffusion vægtede billeder ved hjælp af matematiske formalismer giver kort over de diffusions parametre, der skal vises. De gennemsnitlige signaler fra hvide og grå stof er plottet mod diffusion vægtningsfaktor (b-værdi) for de parallelle og vinkelrette retninger. Dette kvantitative data styrker diffusion vægtede billeder, der vises i figur 4. Specifikt hvide substans har en stærk afhængighed af retningen af diffusion vægtning (længde- eller tværgående), mens grå stof er mindre afhængig af retningen. Ligeledes montering af signalet ved hver voxel ved hjælp af ligningen for diffusion kurtosis udbytter kvantitative maps af diffusions- parametre (figur 6B), der fremhæver samme afhængighed. Hvide substans har en høj grad af anisotropi for både diffusion (AID) og kurtosis målinger (AIK). Således tværgående diffusion og kurtosis afsløre den underliggende mikrostruktur af rygmarven, der er kendt fra histologiske undersøgelser. Disse diffusion parametre, som er erhvervet i levende, men bedøvede dyr, afspejler mikroskopiske væv egenskaber såsom axon tæthed og diameter. Ændringer iSE foranstaltninger som følge af skader og sygdom vil være nyttige for ikke-invasiv evaluering af konsekvenserne af personskader og virkningerne af lovende behandlingsformer. Diffusion vægtet imaging af rotte cervikale rygmarv kan derfor blive et redskab til prækliniske studier af rygmarvsskade og sygdomme i rygmarven.

Figur 1
Figur 1:. Design af spolen og holder til cervikal rygmarv MRI En brugerdefineret kvadratur volumen spole (Doty Scientific Inc.) blev anvendt til at afbilde halshvirvelsøjlen med høj følsomhed og ensartethed. Anæstesi og medicinsk luft leveres ved de angivne gas- havne næsekeglen, som passer komfortabelt omkring næsen af ​​rotten. Udåndet og overskydende gas fanget af udstødningssystemet under svagt vakuum. Lederen af ​​rotten er sikret med bid bar placeret rundt fortænderne og øre stænger placeret delicdelbart inden i øregangen. Andre fysiologiske overvågning komponenter, herunder respiratoriske skærm og temperaturprobe er ikke vist.

Figur 2
Figur 2: Respiratory gating ordningen. En typisk respiratorisk trace (grå) og udløseren (rød) fra gating enhed er vist skematisk (A). I den typiske gennemførelse af gating (B), er en enkelt trigger anvendes til at erhverve alle skiver (lodrette linjer, 12 vist her) til tider jævnt fordelte i gentagelse tid (TR). Hvis TR overstiger den typiske periode, kan forekomme flere skiver under en indånding og være modtagelige for bevægelse (rød). I den ændrede ordning (C), der er en undergruppe af skiver erhvervet hurtigt efter aftrækkeren (6 vist her), efterfulgt af en forsinkelse, med de andre skiver erhvervet efter den efterfølgende aftrækkeren. Effektivt, TR er identisk mellem de to ordninger ved at omgruppere forsinkelserne i sekvensen.

Figur 3
Figur 3:. MRI skive positionering, mætning bands, og motion control Tolv aksiale skiver blev arrangeret på spejder billede (A) med den mest forreste skive placeret i en ensartet afstand fra skæringspunktet mellem hjernestammen og lillehjernen. Saturation bånd (B) blev tilsat for at fjerne uønsket signal uden for det område af interesse. Et billede uden diffusion vægtning (C) og en med diffusion vægtning (D) med den brugerdefinerede gating ordning ansat viser tydeligt anatomi ledningen og er uden artefakter. Med den ikke-optimerede gating ordningen eller forkert respiratorisk gating, diffusion vægtede billeder viser artefakter (E) som et tab af signalet i ledningen eller flere "spøgelser" uden for ledningen, der vil korrupte efterfølgende analyse. Klik her for at se en større udgave af dette tal.

Figur 4
Figur 4:. Repræsentant diffusion vægtede billeder med optimeringer, der er beskrevet i teksten, var af høj kvalitet diffusion vægtede billeder fås med diffusion vægtning tværgående (A) og i længderetningen (B) til rygmarven hovedakse. Forskellige B-værdier er vist for hver retning, der giver den bedste kontrast mellem hvide og grå stof til illustrative formål. For hver retning eller b-værdi, blev alle 12 skiver erhvervet i ca. 90 sek. load / 52390 / 52390fig4large.jpg "target =" _ blank "> Klik her for at se en større udgave af dette tal.

Figur 5
Figur 5:. Omvendt fase-encode korrektion proces Den venstre kolonne viser en enkelt skive afbildet med DWI-sekvensen som skitseret i denne protokol ("blip op" billede). Den midterste kolonne viser sekvensen erhvervet en anden gang med de "omvendte blips" indstillet til 'på'. Bemærk, hvordan funktioner, der vises strakt i det første billede vises komprimeret i den midterste kolonne. Den højre kolonne viser diffusion vægtede billeder korrigeret ved hjælp TopUp. Den øverste række er den ikke-diffusion vægtede billede, den midterste række er et eksempel med diffusion vægtning i den tværgående retning, og den nederste række er et eksempel med diffusion vægtning i den langsgående retning.//www.jove.com/files/ftp_upload/52390/52390fig5large.jpg "target =" _ blank "> Klik her for at se en større udgave af dette tal.

Figur 6
Figur 6:. Beregnet kort over diffusivitet og kurtosis Den normaliserede signal (billede intensitet) er afbildet (A) som en funktion af diffusion vægtning (b-værdi) for de tværgående (T) og i længderetningen (L) diffusion kodende retning. Kort af høj kvalitet (B), i diffusivitet (D), kurtosis (K), og anisotropi (AI) er beregnet ud fra det signal ved hver voxel og afsløre unikke funktioner i rygmarven væv. Konkret er der en klar forskel i parametre mellem den hvide og grå stof, samt regionale forskelle i den hvide substans regioner. Klik her til view en større version af dette tal.

Discussion

De teknikker, der er skitseret her, kan levere høj kvalitet diffusion vægtede billeder af rotte rygmarven in vivo. Billedkvaliteten afhænger af mange faktorer, men rygmarven har flere unikke spørgsmål, der er vigtige.

Motion er en vigtig problem, at hvis det ikke korrigeres, vil resultere i ubrugelige billeder. Således er det kræver nøje overvågning under MRI session. Hvis billedet artefakter observeres på den oprindelige scanning, der er i overensstemmelse med bevægelse, stoppe erhvervelse og tage skridt til at fjerne de artefakter, da disse er svære at fjerne i efterbehandlingen. Kontroller, at den respiratoriske computer modtager en stærk, regelmæssig signal fra respiratorisk overvågningsenhed. Den respiration bælte kan være nødvendigt at justere for den korrekte spænding, der giver en ensartet signal, men ikke begrænser dyrets vejrtrækning. Oprethold et passende niveau af anæstesi på alle tidspunkter; 1,5-2,0% isofluoran er blevet brugt i vores experience. Ligeledes nedbringelse af det samlede bevægelse af dyret og ryggen er et andet vigtigt aspekt for at give artefakt-fri billeder. I modsætning til human rygmarv, der oplever væsentlig bevægelse forårsaget af CSF pulsering relateret til hjertets cyklus, CSF pulsering i gnaveren er overvejende associeret med respirationscyklus 18. Selv om det er vanskeligt fuldstændigt at eliminere al bevægelse i ledningen, er det især vigtigt at reducere bevægelse i videst muligt omfang, der ofte opnås gennem forsøg og fejl. Endvidere kan rotter med forskellige neurologiske skader eller lidelser har unormale respiratoriske satser eller andre fysiologiske komplikationer, der kan kræve tilpasning af procedurerne heri.

Ændringerne af pulssekvens for respiratorisk gating, sammen med billedet genopbygning procedurer skræddersyet til dette formål, minimere virkningerne af forvrængning forårsaget af inhomogene magnetfelter, der ikke kan afted af justeringer udført på MRI-systemet.

Tilsvarende billedkvaliteten afhænger af varigheden af ​​billedbehandling tid. I vores eksempel at begrænse antallet af diffusion vægtning langs kun to retninger muliggjorde en reduktion i den samlede billeddannelse tid. En begrænsning af denne fremgangsmåde er, at det ikke længere er forenelig med fuld tensor analyse (DTI), der er normen for mange andre studier. Alternativt bruge færre gennemsnit og flere diffusions retninger eller b-værdier kan give mulighed for en bedre karakterisering og samtidig opretholde den samme erhvervelse tid. Tidligere undersøgelser har vist, at 2-retningen tilgang giver oplysninger i overensstemmelse med den 6-retning (DTI) tilgang 19, men skal sikres skiver (og spredning retninger) er orienteret præcist langs og vinkelret på ledningen. Men erhverve flere B-værdier giver mulighed for bedre karakterisering og matematisk montering af kurtosis og anbefales i forhold til anvendelsen af ​​en enkelt b-value. Desuden blev den fulde sekvens gentages med en omvendt fase indkode retning som reducerer effekten af ​​magnetiske felter modtagelighed artefakter, og forbedrer den generelle billedkvalitet gennem udjævning. Endelig billedopløsningen bruges i vores protokol giver klar adskillelse af den hvide og grå substans. Er mulige Billeder med højere opløsning, selv om dette ofte sker på bekostning af længere scan gange, eller potentialet for flere artefakter.

Forbedringer i radiofrekvens bredbånd, puls sekvenser og post-forarbejdningsmetoder vil alle have den virkning at forbedre billeddannelse af rygmarven i fremtidige tilpasninger af denne metode. For eksempel kan overfladen spoler være til gavn for forbedret billedkvalitet svarende til den observeret hos mus. 20 Disse foranstaltninger har en høj sandsynlighed for at være nyttige som biomarkører for klinisk diagnose og behandling af rygmarvsskader.

Disclosures

Offentliggørelse gebyrer for denne artikel er delvist sponsoreret af Bruker Corporation.

Acknowledgments

Vi takker Kyle Stehlik, Natasha Wilkins, og Matt Runquist for eksperimentel assistance. Finansieret gennem forskning og uddannelse Initiative fond, en komponent af de fremrykkende en sundere Wisconsin begavelse på 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).
Diffusion 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