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

Magnetisk resonanstomografi (MRT) är en icke-invasiv verktyg som ger ett fönster in i hjärnan och ryggmärgen i både hälsa och sjukdom. MRT har revolution klinisk diagnos, men det är också ett värdefullt verktyg för laboratorieundersökning. Djurmodeller av neurologisk skada eller sjukdom ger en plattform för att förstå patofysiologin och påskynda upptäckten av terapier. I den här rapporten visar vi att tillämpa MRI till en råttmodell av ryggmärgsskada att undersöka potentiella biomarkörer för mikroskada 1 använder diffusion tensor imaging (DTI). Den potentiella upptäckten av imaging biomarkörer kommer att hjälpa vid diagnos och behandling av patienter med ryggmärgsskada. Dessa markörer kommer sannolikt att spela en roll i upptäckten av terapier i prekliniska modeller och möjliggöra observation eller prognos i sin översättning till den kliniska inställningen.

DTI är en specialiserad form av MRI som mäter mikroskopisk rörelsevattenmolekyler (dvs. diffusion). DTI har varit i nervsystemet särskilt fördelaktigt på grund av närvaron av axoner där diffusion är oproportionerligt snabbare längs axoner än vinkelrätt mot dem, vilket ger information om sin läggning och mikro sammansättning. Skalära index härledda från DTI, inklusive ett mått på den totala diffusionen i vävnaden, betyda diffusivitet (MD), och ett mått på orienteringsberoende diffusion, har fraktionerad anisotropi (FA) 2,3, sett omfattande tillämpningar vid karakterisering av mikrostrukturen i nervsystemet både hälsa och sjukdom 4. Dessa mått har avslöjat mikroskopiska vävnadsfunktioner som är osynliga genom de flesta andra MRI metoder. Tidigare insatser visade att DTI upptäcker avlägsna mikro förändringar inom livmoderhalscancer sladden efter bröstkorg SCI på råttor en. DTI förändringar avlägsna från lesionen speglar sannolikt hur hela ryggmärgs resdammar till skada, och är potentiellt en markör för sekundär skada.

Imaging råttan ryggmärgen in vivo uppvisar flera unika utmaningar. Framför allt är ryggmärgen påverkas av andningsrörelser och kräver noggrann uppmärksamhet för att minimera rörelse med flera metoder. I tidigare studier, immobilisering enheter bort rörelse av ryggraden under skanning 5. För avbildning av livmoderhalscancer sladden, vi använder fysisk återhållsamhet i form av en huvudhållare och örat barer, vilket dämpar, men eliminerar inte rörelse orsakad av andning. Dessutom använder vi en anpassad andnings gating system för att synkronisera bildtagning med andningscykeln på ett effektivt sätt. Dessa ändringar möjliggör avlägsnande av artefakter annars orsakas av den storskaliga bulk rörelse orsakad av andning 6. DWI är mycket känslig för mikroskopisk rörelse, inklusive CSF flöde och blod pulse, och dessa mindre källor rörelse contamination också lindras genom andnings gating systemet. Dessutom har ryggmärgen en liten tvärsektionsarea och utgör endast en bråkdel av synfältet. För halsryggen avbildning, där ryggmärgen ligger djupt inne i kroppen av djuret, behövs en cylindrisk radiofrekvenspole med tillräcklig signal penetration till bilden hals ryggmärgen med hög upplösning. En minskning av synfältet uppnås genom yttre volym suppression (OVS), vilket också bidrar till att avbryta eller förstöra, signalen från vävnader utanför ryggmärgen. Denna metod, som kallas spoiler gradienter eller yttre volymdämpning, tjänar också till att minska kontaminering av restdjur rörelse, CSF flöde, eller blod pulse inom dessa vävnader.

Arrangemanget av ryggmärgen kan också utnyttjas för att förenkla bildprotokoll. De ryggmärgs axoner i den vita substansen (WM) är nästan alla orienterade parallellt med huvudaxeln i ryggmärgen. Thoss, medan DWI av hjärnan kräver mätningar längs minst 6 riktningar för att säkerställa resultaten inte vara beroende av position inom magneten (en process som kallas diffusion tensor imaging), mätningar i ryggmärgen kan förvärvas endast längs två riktningar parallella och vinkelrät mot sladden 7,8, nedan kallade longitudinella och tvärgående, respektive. Således är diffusiviteten och andra parametrar mäts längs 2 riktningarna separat och tillåta slutsatser i mikrostrukturen av vävnaden i både hälsa och sjukdom eller skada.

Protocol

OBS: Etik Statement: The institutionsstyrelse och användningskommittéer (IACUC) av Medical College of Wisconsin och Clement J. Zablocki VA Medical Center godkände alla förfaranden.

1. Animal förberedelse och övervakning

  1. Söva råttan i en induktionskammare, med hjälp av 5% isofluran i medicinsk luft. När rätande reflex är frånvarande och klämma baktassen producerar inget tillbakadragande reflex, minska anestesi till 2% och överföra djuret till skannern sängen i ett huvud-första liggande ställning. Bibehåll 2% isofluran genom en noskon anordning under hela förfarandet, och hålla medicinsk luft vid en flödeshastighet av ca 1 l / min. Applicera en liten mängd smörj salva till råttan ögon för att undvika skador på hornhinnan under anestesi.
  2. Placera en andningsövervakning bälte säkert runt råttans torso. Anslut bältet till ett andningsgrindsystem. Innan avancera råttan i skannern hålet, chec k andningsövervakning datorn för att se till att andningscykeln är tydlig och konsekvent. Justera bältet vid behov, eftersom detta steg är viktigt för bildkvaliteten.
  3. Övervaka och upprätthålla djurets kroppstemperatur vid 37 ° C genom en rektal sond och varmluft värmesystem. Behåll andningsfrekvensen mellan 30-45 andetag per minut genom att justera nivån av anestesi mellan 1,2 och 2%.
  4. Placera råttan i huvudet hållaren med en bit bar och skruv-in örat barer (Figur 1), och skjut huvudet i en kvadratur volym spole tills halskotpelaren är placerad i mitten av spolen.
    OBS: Den råtta axlar kan förhindra ytterligare progression in i spolen.
  5. Advance råttan och stödjande innehavare i skannern hålet. Om tillämpligt, finstämma och matchande kondensatorer av spolen till rätt frekvens och impedans enligt instruktionerna från spolen säljaren.
e_title "> 2. MRI-skanning Parametrar

OBS: De förfaranden som beskrivs här används en 9,4 T horisontell borrning litet djur systemet men är tillämpliga på andra fältstyrkor på små djur MRI-system.

  1. Använd MRI systemets automatiserade rutiner för detektering av resonansfrekvensen, iterativt förbättra homogeniteten av magnetfältet (mellanlägg), kalibrering av radiofrekvens makt, och justering av mottagarens förstärkning.
  2. Använda systemets programvara gränssnitt, få en standard tre-plan scout scan för att säkerställa korrekt placering.
    1. Klicka på "Ny scan", välj tripilot, och klicka på "trafikljuset" att förvärva bilderna.
    2. Se till centrum av den cervikala ryggraden är i linje med både centrum av magneten och centrum av MRI spolen. För att centrera ryggraden inom magneten, skjutande eller dragande på vaggan och återtar scout scan för verifiering.
    3. För att justera positioneringn av halsryggen i förhållande till MR spole, ta bort vaggan från magneten för repositionering. Om det behövs, upprepa processen tills läget är konsekvent. Om djuret flyttas, upprepa steg 2.1.
  3. Lägg till en ny eko-plan diffusion viktade spin-eko-sekvens (DtiEpi) till den aktuella bildprotokoll.
    1. Konfigurera och förvärva diffusion viktade bilder med DWI sekvensen med standardinställningarna, utom för följande:
    2. Öppna snittpositionen grafiskt gränssnitt för att förskriva 12 skivor med en tjocklek av 0,75 mm. Orientera skivor vinkelrätt mot huvudaxel livmoderhalscancer sladden. Säkerställa konsekvent slice positionering mellan olika djur eller över olika avbildning sessioner med hjälp basen av lillhjärnan som en intern referens.
    3. Ställ in mättnads ​​banden till "på". Position 4 mättnads ​​banden med en tjocklek av 10 mm utanför ryggmärgen att minimera signalen från dessa vävnader ochminska deras potential att framkalla artefakter (Figur 3). Ställ andnings gating ("utlösande modul") att "om".
      OBS: Den anpassade andnings gating kräver kunskap och erfarenhet inom pulssekvensprogrammering. Om denna inte är tillgänglig, är en lösning för att minska antalet skivor till 3-5 och TR på 1 s för att säkerställa att alla skivor erhålls i-mellan andetag av djuret. Upprepa den fullständiga sekvensen med den andra delmängd av skivor för att få full täckning av hals sladden.
    4. Klicka på ikonen verktygslådan och klicka sedan på "Redigera metod." Ange antalet EPI segment till 4. Ändra faskodning riktning vänster-höger. Andra standardinställningar bör vara: echo avstånd = 0,3234 ms, totalt eko tåglängd per EPI segmentet = 32.
      OBS: faskodning inställd på riktningen vänster till höger i stället för främre-bakre kommer att minska kontamineringen av rörelse från andra strukturer.
    5. Använd följande geometrical inställningar. Matrix size = 128 x 128, och i planet field-of-view = 25,6 x 25,6 mm, vilket resulterar i en i planet rumslig upplösning = 0,200 x 0,200 mm. Säker snittjocklek = 0,75 mm. Slice ordning = 'interfolieras', skiva gap = 0 mm.
    6. Använd följande diffusion viktnings inställningar: DW åtgärd läge = 'DW kontrast ", diffusionsgradient duration (δ) = 7 ms, diffusionsgradient separations (Δ) = 12 ms, antal B-värden = 8, önskade b-värden = 0 , 250, 500, 750, 1000, 1500, 2500, 3500 mm / s 2, antal diffusion riktningar = 2, diffusion viktnings riktningar = [1 0 0] och [0 0 1] (gjorda för att vara i plan som är parallella och ortogonal till ryggmärgen axeln).
      OBS: Med dessa inställningar, vi uppnådde b-värden så höga som 3500 s / mm 2. Hårdvara specifikationer och andra system för prestandaegenskaper kan begränsa b-värdet, eftersom diffusionsgradient duration (δ) och diffusion gradientseparation (Δ) är beroende av gradient prestanda, vilket i vårt system var: (max gradientstyrka: 440 mT / m, maximal stighastighet: 3440 T / m / s). För mätningar av kurtosis, 2 b-värdena, med högre B-värde av åtminstone 2000 s / mm 2, rekommenderas.
    7. Använd följande tidsinställningar. echo tid (TE) = 27 ms (inställd på minimum genom att ange 0), repetitionstid (TR) = 1.800 ms.
  4. Skaffa beredd sekvensen. Med de parametrar som anges ovan, är den totala förvärvstiden ca 25 min.
  5. Under alla skanningar, övervaka andnings gating programvara och justera fördröjningen perioden mellan "trigger" (mjukvara upptäckt av utandning) och signalen till MRI-systemet så att förvärv förekommer endast i vilande (orörlig) delen av andningscykeln (Figur 2a, stabila delen av grå linje). En trigger fördröjning mellan 100-400 ms är nödvändigt beroende på djurets andning mönster. Detta kommer att bidra till att minska artifakta som uppstår med andningsrörelser (Figur 3e).
  6. Om tillgängligt, upprepa sekvensen med den anpassade "omvända blips" inställt på "På", vilket kräver ytterligare 25 minuter av förvärvstiden.
    OBS: Om den anpassade "omvänd blip" sekvens 9 (krävs för känslighet artefakt korrigering under steg 3) inte är tillgänglig, bara en enda EPI faskodning riktning är möjligt, medan det omvända blip sekvens modifikation möjliggör valet av faskodning riktning (höger -till-vänster eller vänster-till-höger).
  7. När bildbehandling är klar, ta bort djuret från hållaren och returnera den till sin bur. Lämna inte ett djur utan tillsyn tills den har återfått tillräckligt medvetandet för att upprätthålla sternala VILA.

3. Bildbehandling

  1. Exportera data från systemet i DICOM-format direkt från systemet (föredras) eller konvertera data till nifti format med anpassade eller third-parts programvara.
  2. Utför känslighets artefakt korrigering.
    1. Utdrag b = 0 volymer från varje skanna till en enda fil, med hjälp av verktyg som tillhandahålls med FSL eller andra MRI programpaket. En fil för varje fas koda riktning krävs.
      OBS: Om exempelvis varje skanning bestod av åtta skanningar av varierande b-värden med diffusion viktning i tvärriktningen, följt av 8 skannar av diffusion viktning i längdriktningen, innehåller bildfilen b = 0 skannar i den 1: a och 9 th volymer och kan extraheras och monteras med följande skal kod:
      fslroi $ {upp} _dwi_masked.nii.gz TEMP1 0 1
      fslroi $ {upp} _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
      (Var i det här fallet $ upp och $ ned är de skannar med normal och omvänd fas kodar riktningar, respektive). Använd "topup" kommandot i FSL 10,11 för att skapa en korrigerad fil med reducerade bildförvrängning artefakter. Tillämpa denna korrektion till rå DWI bilderna som ska användas för att skapa parameterkartor.
      OBS: Instruktioner för användning av kommandot finns på http://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/TOPUP/TopupUsersGuide . Exempel kod för att använda kommandot i det här fallet är följande:
      topup --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 $ {upp} * 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
      Kopiera och redigera standardfilen i $ {FSLDIR} /etc/flirtsch/b02b0.cnf för rått spinnal sladd genom att minska varje värdena i --warpres och --fwhm linjer med en faktor 10.
  3. Om bilder med diffusion viktning förvärvas tillsammans minst 6 icke ortogonala riktningar (med hjälp av en DTI systemet Paravision eller liknande egen design), använd programpaket såsom FSL: s Diffusion Toolbox 12 eller Camino 13 för att beräkna standard DTI parameterkartor. Om inte, använd en anpassad förfarande för att generera användbara mätetal, som sysselsätter diffusion väger bara längs två riktningar, till exempel, som anges i steg 3.4 och framåt.
  4. Ladda den korrigerade DWI filen matas ut genom topup i fslview och välj "Arkiv -> Skapa Mask" från menyn. Använd blyerts verktyg för att rita ett område av intresse inom en vävnadstyp (t.ex. GM, rygg WM eller ventrolaterala WM). Spara filen och upprepa för andra önskade ROI att använda senare.
    OBS: Andra förfaranden till ROI segment från ryggmärgen har dokumenterats 14,15
  5. Använd ROI-filen för att maskera DWI filen och sedan beräkna medelvärdet signalen inom ROI för varje bildvolym med följande kommando:
    fslstats -t DWI_corrected.nii.gz -k GM_mask.nii.gz -M
  6. Kopiera de första 8 resultat i numerisk beräkningsprogram såsom MATLAB, som en vektor för tvär signal (till exempel kallar det sig_T), och den andra 8 resultat som en vektor för longitudinell signal (sig_L), där 8 är antalet b- värden används.
    1. Kopiera b-värdena i ett numeriskt beräkningsprogram som en vektor av 8 B-värden. B-värdena för de tvärgående och längsgående riktningar var identiska. Om möjligt, den effektiva B-värde, snarare än det nominella b-värde, bör erhållas från skannern, som är noterat i parameterfönstret från steg 2.3.5 som "Effektiv B värde".
    2. Använd den numeriska datorprogrammets kurvanpassning verktygslåda för att passa signalen vs. data b-värde till the önskade modellen genom att skriva cftools vid kommandotolken. För att göra detta, klicka på "data ..." och välj signalvektor som y-data och b-värden som x-data. Klicka på "Montering ..." och under "Typ av passning" välja "Anpassad ekvation" och sedan klicka på "Ny" och "Allmänna Ekvationer" för att ange en ekvation för montering.
  7. För att passa till standard diffusion modellen anger ekvationen:
    S0. * Exp (-x. * D) "(1)
  8. För att passa till en modell som inkluderar spridning och en andra ordningens term (kurtosis; K) för att mäta avvikelsen från gaussian diffusion 16, in i ekvationen:
    S0. * Exp (-x. * D + (1/6). * (X. * D). ^ 2. * K) "(2)
  9. Klicka på "OK" och "Apply". Beakta de uppskattade värdena för diffusivitet (D) och kurtosis (K) på utgående fönstret. I "Data Set:" väljaren markerar data sig_T (eller sig_L) för användning tillsammans med ekvation (1)eller (2) och klicka på "Apply".
  10. Beräkna anisotropi Index (AI) med hjälp av tvärgående och längsgående diffusiviteter:
    AI = (Dl -D T) / (D L + D T) (3)
    Detta är analogt med bråk anisotropi (FA) beräknad från DTI-modellen. En anisotropi index för kurtosis kan också beräknas med hjälp av tvärgående och längs kurtosis i stället för diffusivitet.
    OBS Denna metod ger värden på modellparametrar såsom K T, D T, etc. Det är också möjligt att använda kommandoraden drift av kurvan montering verktygslådan på varje voxel i ryggraden för att skapa en karta över varje parameter från modellen . Alternativa monterings metoder kan användas och beskrivs på annat håll. 17

Representative Results

Korrekta förfaranden för att minimera rörelseartefakter resultera i hög kvalitet diffusion viktade bilder av råtta livmoderhalscancer ryggmärgen. Använda anpassade andnings gating (Figur 2), mättar oönskad signal från vävnader utanför ryggraden (Siffror 3B & C), och magnetfält mottaglighet distorsion korrigering producerar diffusion-viktade bilder som de i figurerna 4 och 5. Felaktiga eller un-gated bilder kommer att leda till artefakter i form av spökbilder (figur 3E), medan korrekt grind är fri från artefakter.

Visuell inspektion av spridnings viktade bilder över de 12 skivor avslöjar funktioner i ryggmärgen som relaterar till dess mikrostruktur. Specifikt snabbare diffusion i vävnadsresulterar i större signalförluster på diffusion viktade bilder, som förvärras med ökad diffusion viktning (b-värde). Med diffusion viktning utförs perpendicular till ryggmärgen axeln, vita substansen längs periferin av sladden förefaller ljusa, eftersom diffusionen är långsam och begränsad vinkelrätt axonerna. I motsats, den grå massan i den centrala regionen av sladden verkar mörkare, eftersom den är sammansatt av axoner och cellkroppar som inte alla är inriktade längs en enda riktning. I jämförelse är diffusion viktning i de parallella riktning resulterar i vit substans med en mörkare utseende, eftersom diffusion snabbt längs axoner, medan grå är relativt ljusare. Det är viktigt att notera att de separata diffusions viktade bilder visas för olika b-värden, eftersom de parallella och vinkelräta riktningarna har den bästa kontrasten mellan vita och grå materia på olika b-värden.

Kombinera alla spridningsvägda bilder med hjälp av matematiska formalismer gör kartor över diffusion parametrar som ska visas. De genomsnittliga signalerna från den vita och grå substans plottas mot diffusion viktningsfaktor (b-värde) för de parallella och vinkelräta riktningar. Denna kvantitativa data stärker diffusion viktade bilder som visas i Figur 4. Specifikt har vita substansen starkt beroende av riktningen av diffusion viktning (längd- eller tvärgående), medan grå substans är mindre beroende av riktningen. Likaså passar av signalen vid varje voxel med hjälp av ekvationen för diffusion kurtosis avkastning kvantitativa kartor av diffusion parametrar (Figur 6B), som belyser samma beroende. Vita substansen har en hög grad av anisotropi för både diffusion (AID) och kurtosis mätningar (AIK). Sålunda, tvärgående diffusion och kurtosis avslöja den underliggande mikrostruktur av ryggmärgen som är känt från histologiska studier. Dessa spridningsparametrar, som förvärvats i live, men sövda djur, speglar mikroskopiska vävnadsegenskaper såsom axon täthet och diameter. Förändringar iSE åtgärder orsakade av skada och sjukdom kommer att vara användbart för icke-invasivt utvärdera konsekvenserna av skador och effekterna av lovande behandlingar. Diffusion vägt avbildning av råttans livmoderhalscancer ryggmärgen kan därför bli ett verktyg för prekliniska studier av ryggmärgsskada och sjukdomar i ryggmärgen.

Figur 1
Figur 1:. Design av spolen och hållare för livmoderhalscancer ryggmärgen MRI En anpassad kvadratur volym pole (Doty Scientific Inc) användes för att bilden halskotpelaren med hög känslighet och enhetlighet. Anestesi och medicinsk luft levereras av de indikerade gasöppningar i noskonen, vilken passar bekvämt runt nosen på råttan. Utandad och överflödig gas fångas av avgasledningen under lätt vakuum. Chefen för råttan är säkrad med bettet bar placeras runt framtänderna och örat barer placerade delicbart i hörselgången. Andra fysiologiska övervakningskomponenter, inklusive andnings monitorn och temperaturgivare visas inte.

Figur 2
Figur 2: Andnings gating systemet. En typisk andnings trace (grå) och avtryckaren (röd) från grindenheten visas schematiskt (A). I det typiska genomförandet av grind (B), är en enda trigger som används för att förvärva samtliga skivor (vertikala linjer; 12 visas här) ibland jämnt fördelade inom repetitionstiden (TR). Om TR överskrider den typiska perioden, kan flera skivor inträffa under ett andetag och vara känslig för rörelse (röd). I den ändrade ordningen (C), är en delmängd av skivor förvärvade snabbt efter avtryckaren (6 visas här) följt av en försening, med de andra skivorna som förvärvats efter den efterföljande trigger. EffektivtÄr TR identisk mellan de två systemen genom att organisera om förseningar inom sekvensen.

Figur 3
Figur 3:. MRI skiva positionering, mättnadsband, och rörelsestyrning Tolv axiella skivor ordnades på scout bilden (A) med den mest främre skiva placerad på ett jämt avstånd från korsningen av hjärnstammen och lillhjärnan. Mättnadsband (B) tillsattes för att eliminera oönskad signal utanför området av intresse. En bild utan diffusion viktning (C) och en med diffusion viktning (D) med den anpassade gating schemat visar tydligt anatomi sladden och är gratis artefakter. Med den icke-optimerade grindsystemet eller felaktig andnings gating, diffusion viktade bilder visar artefakter (E) som en förlust av signalen inom sladden eller flera "spöken" utanför sladden som kommer korrupta efterföljande analys. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 4
Figur 4:. Representant diffusion viktade bilder med optimeringar som beskrivs i texten, var diffusion viktade bilder av hög kvalitet som erhålls med diffusion viktning tvär (A) och longitudinella (B) till ryggmärgen huvudaxel. Olika b-värden visas för varje riktning som ger den bästa kontrasten mellan de vita och grå substans i illustrationssyfte. För varje riktning eller B-värdet, var alla 12 skivor förvärvats i ca 90 sek. belastning / 52390 / 52390fig4large.jpg "target =" _ blank "> Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 5
Figur 5:. Omvänd fas-koda korrigering process Den vänstra kolumnen visar en enda skiva avbildas med DWI sekvens som beskrivs i detta protokoll ("blip upp" bilden). Den mellersta kolumnen visar sekvensen förvärvat en andra gång med "omvänd blips" inställt på "På". Notera hur funktioner som visas sträckta i den första bilden visas komprimeras i mittspalten. Den högra kolumnen visar diffusion viktade bilder korrigerade med hjälp topup. Den översta raden är den icke-diffusion viktade bilden, är den mellersta raden ett exempel med diffusion viktningen i tvärriktningen, och den nedersta raden är ett exempel med diffusion viktningen i längdriktningen.//www.jove.com/files/ftp_upload/52390/52390fig5large.jpg "target =" _ blank "> Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 6
Figur 6:. Beräknat kartor över diffusivitet och kurtosis Den normaliserade signalen (bildintensitet) plottas (A) som en funktion av diffusion viktning (b-värde) för den tvärgående (T) och longitudinella (L) diffusion kodningsriktningen. Högkvalitativa kartor (B) av diffusivitet (D), kurtosis (K), och anisotropi (AI) beräknas från signalen vid varje voxel och avslöjar unika funktioner i ryggmärgsvävnad. Specifikt finns det tydliga skillnader i parametrar mellan den vita och grå substans, samt regionala skillnader i den vita substansen regionerna. klicka gärna här till view en större version av denna siffra.

Discussion

De tekniker som beskrivs här kan tillhandahålla högkvalitativ diffusion viktade bilder av råttan ryggmärgen in vivo. Bildkvaliteten beror på många faktorer, men ryggmärgen har flera unika frågor som är viktiga.

Motion är ett viktigt problem att om de inte åtgärdas, kommer att resultera i oanvändbara bilder. Således krävs det noga under MR-session. Om bildartefakter observeras på den initiala scan som är förenliga med rörelse, stoppa förvärv och vidta åtgärder för att eliminera artefakter, eftersom dessa är svåra att ta bort i efterbehandlingen. Kontrollera att andnings dator tar emot en stark, regelbunden signal från andningsövervakningsenheten. Den andningsbältet kan behöva justeras för rätt spänning som ger en konsekvent signal, men begränsar inte djurets andning. Bibehåll lämplig nivå av anestesi vid alla tillfällen; 1,5-2,0% isofluoran har använts i vårt experience. Likaledes är minskning av den totala rörelsen av djuret och ryggraden en annan viktig aspekt att tillhandahålla artefaktfria bilder. Till skillnad från den mänskliga ryggmärgen, vilket upplever betydande rörelse orsakad av CSF pulse relaterade till hjärtcykeln, är CSF pulsation i gnagare övervägande associerade med andningscykeln 18. Även om det är svårt att helt eliminera all rörelse i sladden, är det särskilt viktigt att minska rörelse i möjligaste mån, som ofta uppnås genom trial and error. Dessutom kan råttor med olika neurologiska skador eller störningar har onormala andnings skattesatser eller andra fysiologiska komplikationer som kan kräva anpassning av de förfaranden som beskrivs häri.

Ändringarna av pulssekvensen för andnings gating, tillsammans med bildrekonstruktionsförfaranden anpassade för detta ändamål, minimera effekterna av distorsion som orsakas av inhomogena magnetfält som inte kan Avtagbared av justeringar utförs på MR-systemet.

Likaså beror bildkvaliteten på hur länge bild tid. I vårt exempel, begränsa antalet diffusion viktning längs endast två riktningar aktiverat en minskning av den totala bildtiden. En begränsning med denna metod är att det inte längre är förenlig med full tensoranalys (DTI), vilket är normen för många andra studier. Alternativt använda färre medelvärden och fler diffusion riktningar eller b-värden kan möjliggöra bättre karakterisering medan samma förvärvstiden upprätthålla. Tidigare studier har visat att 2-riktningen synsätt ger information som överensstämmer med den 6-riktningen (DTI) tillvägagångssätt 19, men man måste vara uppmärksam för att säkerställa att skivorna (och spridnings riktningar) är orienterade exakt längs med och vinkelrätt mot sladden. Men skaffa flera b-värden ger bättre karakterisering och matematisk montering av kurtosis och rekommenderas över användningen av en enda b-value. Dessutom var den fullständiga sekvensen upprepas med en omvänd fas koda riktning som minskar effekterna av magnetiska fält resistens artefakter, och förbättrar den allmänna bildkvaliteten genom medelvärdes. Slutligen ger bildupplösning som används i våra protokoll tydlig åtskillnad av den vita och grå substans. Bilder med högre upplösning är möjligt, även om detta ofta sker på bekostnad av längre skanningstider eller potentialen för fler artefakter.

Förbättringar i radiofrekvensspolar, pulssekvenser, och efterbehandlingsmetoder kommer alla ha effekten att förbättra avbildning av ryggmärgen i framtida anpassningar av denna metod. Till exempel kan ytspolar vara fördelaktigt för förbättrad bildkvalitet som liknar den som observerats hos möss. 20 Dessa åtgärder har en hög sannolikhet för att vara användbara som biomarkörer för klinisk diagnos och hantering av ryggmärgsskador.

Disclosures

Publicerings avgifter för denna artikel delvis sponsrad av Bruker Corporation.

Acknowledgments

Vi tackar Kyle Stehlik, Natasha Wilkins, och Matt Runquist för experimentell hjälp. Finansieras genom forskning och utbildning Initiative Fund, en komponent av Advancing en mer sund Wisconsin kapitalförsäkring vid Medical College of Wisconsin, och 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