JoVE Journal > Neuroscience
Summary
Abstract
Introduction
Protocol
Ergebnisse
Discussion
Offenlegungen
Acknowledgements
Materials
Referenzen
Please note that all translations are automatically generated. Click here for the English version.
Neurowissenschaften

Diffusion Imaging in het Rat ruggenmerg

Published: April 07, 2015
doi:
10.3791/52390
, , ,
1Department of Neurosurgery,Medical College of Wisconsin, 2Department of Biomedical Engineering,Marquette University

Summary

The goal of this protocol is to obtain high-quality diffusion weighted magnetic resonance imaging (DWI) of the rat spinal cord for noninvasive characterization of tissue microstructure. This protocol describes optimizations of the MRI sequence, radiofrequency coil, and analysis methods to enable DWI images free from artifacts.

Abstract

Magnetic resonance imaging (MRI) is the state of the art approach for assessing the status of the spinal cord noninvasively, and can be used as a diagnostic and prognostic tool in cases of disease or injury. Diffusion weighted imaging (DWI), is sensitive to the thermal motion of water molecules and allows for inferences of tissue microstructure. This report describes a protocol to acquire and analyze DWI of the rat cervical spinal cord on a small-bore animal system. It demonstrates an imaging setup for the live anesthetized animal and recommends a DWI acquisition protocol for high-quality imaging, which includes stabilization of the cord and control of respiratory motion. Measurements with diffusion weighting along different directions and magnitudes (b-values) are used. Finally, several mathematical models of the resulting signal are used to derive maps of the diffusion processes within the spinal cord tissue that provide insight into the normal cord and can be used to monitor injury or disease processes noninvasively.

Introduction

Magnetic resonance imaging (MRI) is een niet-invasieve tool die een raam geeft in de hersenen en het ruggenmerg, zowel in gezondheid en ziekte. MRI heeft een revolutie teweeggebracht in de klinische diagnose, maar het is ook een waardevol instrument voor laboratoriumonderzoek. Diermodellen van neurologische beschadiging of ziekte een platform aan de pathofysiologie begrijpen en te versnellen ontdekking van therapieën. In dit rapport, tonen we de toepassing van MRI om een rat-model van dwarslaesie om potentiële biomarkers van de microstructuur letsel 1 door middel van diffusie tensor imaging (DTI) onderzoeken. De mogelijke ontdekking van de beeldvorming van biomarkers zullen helpen bij de diagnose en behandeling van patiënten met een dwarslaesie. Deze markers waarschijnlijk een rol spelen bij de ontdekking van therapieën in preklinische modellen en inschakelen observatie of prognose van de vertaling naar de klinische setting.

DTI is een gespecialiseerde vorm van MRI die microscopische beweging van meetwatermoleculen (dwz diffusie). DTI is bijzonder voordelig in het zenuwstelsel als gevolg van de aanwezigheid van axonen waar de diffusie onevenredig sneller langs de axonen dan haaks daarop staande, inclusief informatie over de oriëntatie en microstructurele samenstelling verschaft. Scalaire indices afgeleid van DTI, zoals een maat voor de totale diffusie in het weefsel, gemiddelde diffusie (MD) en meting van de oriëntatie afhankelijkheid van diffusie zijn fractionele anisotropie (FA) 2,3 uitgebreide toepassingen gezien in het karakteriseren van de microstructuur van het zenuwstelsel zowel gezondheid en ziekte 4. Deze statistieken zijn microscopisch weefsel functies die onzichtbaar door de meeste andere MRI-methoden zijn geopenbaard. Eerdere pogingen aangetoond dat DTI afstandsbediening microstructurele veranderingen binnen de cervicale koord volgende thoracale SCI bij ratten 1 detecteert. De DTI veranderingen op afstand van de laesie waarschijnlijk weer hoe het hele ruggenmerg resvijvers van letsel, en zijn potentieel een marker van secundaire verwondingen.

Beeldvorming ruggenmerg van de rat in vivo presenteert een aantal unieke uitdagingen. Het meest opvallend is, is het ruggenmerg aangetast door beweging van de luchtwegen en vereist een zorgvuldige aandacht voor beweging met behulp van verschillende methoden te minimaliseren. In eerdere studies, immobilisatie apparaten verwijderd beweging van de wervelkolom tijdens het scannen 5. Voor de beeldvorming van de cervicale koord, maken we gebruik van fysieke fixatie in de vorm van een hoofd houder en oor bars, die verzwakt, maar heeft geen beweging veroorzaakt door de ademhaling te elimineren. Verder maken we gebruik van een aangepaste respiratoire gating regeling beeldopname synchroniseren met de respiratoire cyclus op een efficiënte manier. Deze wijzigingen mogelijk verwijderen van de artefacten anders veroorzaakt door de grootschalige bulk beweging veroorzaakt door ademhaling 6. DWI is zeer gevoelig voor microscopische beweging, met inbegrip van de liquorcirculatie en bloed pulsatie, en deze kleinere bronnen van beweging contamination worden ook verminderd door de respiratoire gating regeling. Bovendien, het ruggenmerg een kleine dwarsdoorsnede en slechts een fractie van het gezichtsveld. Voor cervicale wervelkolom beeldvorming, waarbij het ruggenmerg ligt diep binnen het lichaam van het dier, wordt een cilindrische radiofrequente spoel voldoende signaaldiepte moest beeld cervicale ruggenmerg met hoge resolutie. Een vermindering van het gezichtsveld wordt verkregen door buitenvolume onderdrukking (OVS), dat ook dient te annuleren of bederven, het signaal van weefsel buiten het ruggenmerg. Deze methode, genaamd spoiler gradiënten of buitenste volume onderdrukking, dient ook om verontreiniging van de resterende dier beweging, liquorcirculatie, of bloed pulsaties binnen deze weefsels te verminderen.

De opstelling van het ruggenmerg kan ook worden benut beeldprotocol vereenvoudigen. Het ruggenmerg neuronen in de witte stof (WM) zijn bijna allemaal evenwijdig aan de hoofdas van het ruggenmerg. Thons, terwijl DWI van de hersenen vereist meting langs ten minste 6 richtingen te zorgen voor de resultaten niet afhankelijk van de positie binnen de magneet (een proces genaamd diffusie tensor imaging) metingen in het ruggenmerg slechts verkregen kan worden langs 2 richtingen parallel en loodrecht op het koord 7,8, hierna longitudinale en transversale resp. Dus de diffusie en andere parameters worden gemeten langs de 2 richtingen afzonderlijk en laat gevolgtrekkingen in de microstructuur van het weefsel in zowel gezondheid en ziekte of letsel.

Protocol

OPMERKING: Ethiek Verklaring: De institutionele zorg en het gebruik Comités (IACUC) van het Medical College of Wisconsin en de Clement J. Zablocki VA Medical Center keurden alle procedures. 1. Dierlijke Voorbereiding en Monitoring Verdoven van de rat in een inductie kamer, met behulp van 5% isofluraan in de medische lucht. Wanneer de oprichtreflex afwezig is en knijpen de achterpoot produceert geen terugtrekking reflex, verminderen anesthesie tot 2% en de overdracht van het dier naar de scanner bed in een head-first buikligging. Handhaaf 2% isofluraan via een neuskegel inrichting gedurende de procedure, en houdt medische lucht bij een stroomsnelheid van ongeveer 1 l / min. Breng een kleine hoeveelheid smerende zalf ogen van de rat om schade aan de cornea terwijl onder verdoving te vermijden. Plaats een controle van de ademhaling riem stevig rond de romp van de rat. Sluit de riem een ​​respiratoire gating systeem. Voordat het bevorderen van de rat in de scanner boring, CHEC k de controle van de ademhaling computer om ervoor te zorgen de respiratoire cyclus is duidelijk en consistent. Stel de band indien noodzakelijk omdat deze stap is noodzakelijk voor de beeldkwaliteit. Controleren en de lichaamstemperatuur van het dier bij 37 ° C te houden door middel van een rectale sonde en heteluchtverwarming systeem. Handhaving van de ademfrequentie tussen 30-45 ademhalingen per minuut door het aanpassen van het niveau van de anesthesie tussen 1,2 en 2%. Plaats de rat in het hoofd houder met een hapje bar en schroef-in-ear bars (figuur 1) en schuif de kop in een kwadratuur volume coil tot de cervicale wervelkolom is gepositioneerd in het midden van de spoel. OPMERKING: schouders De rat kan verdere progressie in de spoel te voorkomen. Vooraf de rat en het ondersteunen van de houders in de scanner boring. Indien van toepassing, past u de tuning en bijpassende condensatoren van de spoel op de juiste frequentie en impedantie volgens de instructies van de leverancier spoel. e_title "> 2. MRI scannen Parameters LET OP: De hier beschreven procedures gebruikte een 9.4 T horizontale boring klein dier systeem, maar zijn van toepassing op andere veldsterktes van kleine dieren MRI-systemen. Geautomatiseerde procedures van het MRI-systeem voor de detectie van de resonantiefrequentie, iteratief verbeteren van de homogeniteit van het magnetisch veld (vulplaten), ijking van de radiofrequente vermogen, en aanpassing van de ontvangerversterking. Met behulp van software-interface van het systeem, het verkrijgen van een standaard drie-vliegtuig scout scan naar de juiste positionering te garanderen. Klik op "Nieuwe scan", selecteer TriPilot, en klik op de "stoplicht" om de beelden te verwerven. Controleer het centrum van de cervicale wervelkolom is uitgelijnd met zowel het centrum van de magneet en het midden van de MRI spoel. Aan de wervelkolom te centreren binnen de magneet, duwen of trekken aan de wieg en reacquire de scout scan voor verificatie. Om de positio passenn van de cervicale wervelkolom ten opzichte van de MRI-spoel, verwijdert u de houder van de magneet voor herpositionering. Indien nodig, herhaal dit proces totdat de positie is consistent. Als het dier wordt verplaatst, herhaal stap 2.1. Voeg een nieuwe echo-vlakke diffusie gewogen spin-echo sequentie (DtiEpi) om de huidige beeldvorming protocol. Configureren en het verwerven van diffusie-gewogen beelden met de DWI sequentie met de standaardinstellingen, met uitzondering van het volgende: Open de slice positie grafische interface 12 segmenten schrijven met een dikte van 0,75 mm. Richt de plakken loodrecht op de hoofdas van de cervicale snoer. Consistente plak het tussen verschillende dieren of in verschillende beeldvormende sessies met de basis van het cerebellum als interne referentie. Stel de verzadiging bands op 'aan'. Positie 4 verzadiging banden met een dikte van 10 mm buiten het ruggenmerg op het signaal van deze weefsels minimaliseren enhun potentieel artefacten (figuur 3) induceren. Stel respiratoire gating ('trigger-module') op 'aan'. OPMERKING: De aangepaste respiratoire gating vereist kennis en ervaring in pulssequentie programmering. Als dit niet een oplossing is het aantal segmenten tot 3-5 en de TR 1 s beperken, opdat alle segmenten zijn verkregen in de ademhaling van het dier. Herhaal de volledige sequentie met andere deelverzameling van segmenten de volledige dekking van de cervicale koord verkrijgen. Klik op het pictogram toolbox en vervolgens op "methode Bewerken." Stel het aantal EPI segmenten tot 4. Verander de fasecoderingsrichting naar links-rechts. Andere standaard instellingen zou moeten zijn: echo afstand = 0,3234 ms, totale echo treinlengte per EPI segment = 32. OPMERKING: De fase codering op de links-rechts richting plaats anterieur-posterieur de verontreiniging van beweging te beperken van andere structuren. Gebruik de volgende geometrical instellingen. Matrixgrootte = 128 x 128, en in het vlak field-of-view = 25,6 x 25,6 mm, resulterend in een in-vlak ruimtelijke resolutie = 0,200 x 0,200 mm. Zorgen plakdikte = 0,75 mm. Slice order = 'verweven', plak gap = 0 mm. Gebruik de volgende diffusie weging instellingen: DW maatregel mode = 'DW contrast', diffusiegradiënt duur (δ) = 7 ms, diffusie gradiënt scheiding (Δ) = 12 ms, aantal b-waarden = 8, gewenste b-waarden = 0 , 250, 500, 750, 1000, 1500, 2500, 3500 mm / s 2, aantal diffusie richtingen = 2, diffusie coëfficiënt directions = [0 0 1] en [0 0 1] (gemaakt in de vlakken evenwijdig en loodrecht op het ruggenmerg as). OPMERKING: Met deze instellingen we B-waarden zo hoog als 3.500 s / mm2 bereikt. Hardware specificaties en andere systeemprestaties kenmerken kunnen de B-waarde te beperken, aangezien diffusiegradiënt duur (δ) en diffusie gradiëntscheiding (Δ) zijn afhankelijk van de gradient prestaties, die op ons systeem waren: (maximale helling sterkte: 440 mT / m, maximale slew rate: 3440 T / m / s). Voor metingen van kurtosis, 2b-waarden met de hogere B-waarde van ten minste 2000 s / mm2, aanbevolen. Gebruik de volgende timing instellingen. echo tijd (TE) = 27 ms (ingesteld op minimum door het invoeren van 0), herhalingstijd (TR) = 1800 msec. Verwerven de bereide volgorde. Met de hierboven genoemde parameters, de totale acquisitietijd bedraagt ​​ongeveer 25 minuten. Gedurende alle scans, bewaken de respiratoire gating software en stel de vertragingsperiode tussen de "trigger" (softwaredetectie van expiratie) en het signaal naar het MRI-systeem, zodat acquisities alleen voorkomen in de rusttoestand (onbeweeglijk) deel van de ademhalingscyclus (Fig 2a, stabiele deel van de grijze lijn). Een tijdvertraging tussen 100-400 msec nodig afhankelijk ademhaling patroon van het dier. Dit zal helpen om arti verminderenfeiten die zich voordoen met respiratoire beweging (figuur 3e). Indien beschikbaar, herhaal de volgorde met de aangepaste "reverse echo 'op' aan ', die een extra 25 minuten van de overname tijd vergt. OPMERKING: Als de aangepaste 'reverse-blip' sequence 9 (vereist voor de vatbaarheid artefact correctie tijdens Stap 3) niet beschikbaar is, slechts een enkele EPI fasecoderingsrichting mogelijk is, terwijl het omgekeerde blip sequence wijziging maakt het mogelijk de keuze van fasecoderingsrichting (rechts tot-links of links naar rechts). Wanneer beeldvorming is voltooid, verwijdert u het dier uit de houder en terug te sturen naar zijn kooi. Heeft een dier niet onbeheerd achter, totdat het voldoende weer bij bewustzijn is om borstligging behouden. 3. Beeldverwerking Gegevens uit het systeem in DICOM-formaat exporteren rechtstreeks uit het systeem (bij voorkeur) of om te zetten van de gegevens naar Nifti formaat met behulp van aangepaste of third-party software. Voeren gevoeligheid artefact correctie. Pak het b = 0 volumes van elke scan in een enkel bestand, met behulp van hulpprogramma's voorzien van FSL of andere MRI-softwarepakketten. Een bestand voor elke fasecoderende richting vereist. Opmerking: Als bijvoorbeeld elke scan bestond uit 8 scans van verschillende B-waarden diffusie weging in de dwarsrichting, gevolgd door 8 scans diffusie weging in de langsrichting, het beeldbestand bevat b = 0 scan in de 1e en 9 e volumes en kan worden geëxtraheerd en samengevoegd met de volgende shell code: fslroi $ {boven} _dwi_masked.nii.gz temp1 0 1 fslroi $ {boven} _dwi_masked.nii.gz temp2 8 1 fslroi $ {naar beneden} _dwi_masked.nii.gz temp3 0 1 fslroi $ {naar beneden} _dwi_masked.nii.gz temp4 8 1 fslmerge -t blip_both temp1 temp2 temp3 temp4 (Die in dit geval $ en $ neer de scans normale en omgekeerde fase coderen richtingen, respectievelijk). </li> Gebruik de 'topup' commando in FSL 10,11 tot een gecorrigeerde bestand met beperkte beeldvervorming artefacten te creëren. Breng deze correctie op de onbewerkte DWI beelden worden gebruikt voor het maken van kaarten parameter. OPMERKING: Instructies voor het gebruik van het commando is te vinden op http://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/TOPUP/TopupUsersGuide . Voorbeeld code om het commando gebruikt in dit geval is als volgt: topup –imain = blip_both_nlmf_b0images_masked.nii –datain = .. / topup_data.txt –config =. / b02b0_ratspine.cnf –out = topup_splines_nlmf –iout = $ uit –verbose –logout = topuplog.log dwiup = `ls $ {boven} * dwi_nlmFilt.nii` dwidown = `ls $ {naar beneden} * dwi_nlmFilt.nii` applytopup –imain = $ {dwiup}, $ {dwidown} –datain = .. / topup_data.txt –method = jac –inindex = 1, $ ind –topup = topup_splines_nlmf –out = DWI _ $ {out } -v Kopieer en het standaard bestand in $ {FSLDIR} /etc/flirtsch/b02b0.cnf bewerken voor de spin ratal koord doordat elk van de waarden in de –warpres en –fwhm lijnen met een factor 10. Als beelden met diffusie gewogen worden verworven langs ten minste 6 niet orthogonale richtingen (met behulp van een DTI regeling Paravision of een gelijkaardig ontwerp op maat), gebruik van software pakketten zoals FSL's Diffusion Toolbox 12 of Camino 13 tot standaard DTI parameter kaarten te berekenen. Zo niet, een aangepaste procedure tot nuttige gegevens, die diffusie coëfficiënt werken uitsluitend langs 2 richtingen, bijvoorbeeld zoals aangegeven in stap 3.4 verder. Laad het gecorrigeerde DWI bestand afgegeven door OPWAARDEREN in fslview en selecteer "Bestand -> Maak Mask" in het menu. Gebruik het potlood tools om een ​​regio van belang binnen één weefseltype te trekken (bijvoorbeeld GM, rug- WM, of ventrolaterale WM). Sla dit bestand op en herhaal voor alle andere gewenste ROI's om later te gebruiken. OPMERKING: Andere procedures voor het segmenteren van de ROI van het ruggenmerg zijn gedocumenteerd 14,15 </sup> en kan de voorkeur voor gevorderde gebruikers. Gebruik de ROI-bestand naar de DWI-bestand te maskeren en bereken dan het gemiddelde signaal binnen de ROI voor elk beeld volume met het volgende commando: fslstats -t DWI_corrected.nii.gz -k GM_mask.nii.gz -M Kopieer de eerste 8 resultaten in numerieke computer programma zoals MATLAB, als een vector voor transversale signaal (bijvoorbeeld noemen sig_T), en de tweede 8 resultaten als vector voor longitudinale signaal (sig_L), waarbij 8 het aantal b- waarden gebruikt. Kopieer de B-waarden in een numerieke computing-programma als een vector van 8 b-waarden. De B-waarden voor de transversale en longitudinale richtingen waren identiek. Indien mogelijk, de effectieve B-waarde, in plaats van de nominale b-waarde, moet worden verkregen van de scanner, die is opgenomen in de parameter venster uit stap 2.3.5 als "Effectieve B-waarde". Gebruik de numerieke computing-programma's curve fitting gereedschapskist om het signaal te passen vs. data b-waarde aan The gewenste model door te typen cftools bij de opdrachtprompt. Om dit te doen, klikt u op "Data …" en selecteer het signaal vectoren als y-gegevens en de b-waarden als x-data. Klik op "Fitting …" en onder "Type fit" kies "Custom Equation," en klik op "Nieuw" en "algemene vergelijkingen" om een ​​vergelijking op te voeren voor de montage. Te passen aan de norm diffusiemodel, voert de vergelijking: S0. * Exp (-x. * D) "(1) Aan te passen aan een model dat diffusie en een tweede orde term (kurtosis; K) omvat om de afwijking van Gauss-diffusie 16 te meten, voert de vergelijking: S0. * Exp (-x. * D + (1/6). * (X. * D). ^ 2 * K) "(2) Klik op "OK" en "Apply". Let op de geschatte waarden voor diffusiviteit (D) en kurtosis (K) op de uitgaande venster. In de "Data Set:" selector selecteert u de sig_T (of sig_L) gegevens voor gebruik met vergelijking (1)of (2) in en klik op "Apply". Bereken de anisotropie-index (AI) met de transversale en longitudinale diffusiviteiten: AI = (D L D T) / (D + L D T) (3) Dit is analoog aan de fractionele anisotropie (FA) berekend uit de DTI model. Een anisotropie index voor kurtosis kan ook worden berekend met behulp van de lengte- en breedterichting kurtosis in plaats van diffusie. OPMERKING Deze methode geeft waarden van modelparameters, zoals K T, D T, etc. Het is ook mogelijk de commandoregel werking van de curve fitting toolbox voor elke voxel binnen de wervelkolom om een kaart van elke parameter te maken van het model . Alternatieve montage methoden worden gebruikt en worden elders gedetailleerd. 17

Representative Results

Juiste procedures te minimaliseren bewegingsartefacten resulteren in hoge kwaliteit diffusie gewogen beelden van de rat cervicale ruggenmerg. Met aangepaste respiratoire gating (figuur 2), verzadigende ongewenst signaal van weefsel buiten de wervelkolom (Figuren 3B en C) en magnetisch veld susceptibiliteit distortiecorrectie produceert diffusie-gewogen beelden zoals in figuren 4 en 5. Onjuiste of niet-gated afbeeldingen zal leiden tot artefacten in de vorm van ghosting (figuur 3E), terwijl juist gating is vrij van artefacten. Visuele inspectie van de diffusie-gewogen beelden op het 12 sneetjes toont kenmerken van het ruggenmerg die betrekking heeft op de microstructuur. Specifiek, de snellere verspreiding in het weefsel resulteert in een grotere signaalverlies op de diffusie gewogen beelden, die wordt verergerd met een grotere verspreiding weging (b-waarde). Met diffusie weging uitgevoerd perpendicular het ruggenmerg as, witte stof langs de omtrek van de kabel steekt licht, omdat de diffusie traag en beperkt loodrecht op de axonen. Daarentegen lijkt de grijze stof in het centrale gebied van het koord donkerder, aangezien het bestaat uit axonen en cellichamen die niet alle zijn uitgelijnd langs een enkele richting. Ter vergelijking, diffusie weging in de parallelle richting resulteert in witte stof met een donkerder uiterlijk, omdat diffusie is snel langs de axonen, terwijl grijze stof is relatief lichter. Het is belangrijk op te merken dat de afzonderlijke diffusie-gewogen beelden getoond voor verschillende B-waarden, aangezien de parallelle en loodrechte richtingen de beste contrast tussen de witte en grijze stof bij verschillende B-waarden. Het combineren van al het diffusie-gewogen beelden met behulp van wiskundige formalismen maakt kaarten van de diffusie parameters worden getoond. De gemiddelde signalen van de witte en grijze materie uitgezet tegen de diffusion wegingsfactor (b-waarde) voor de parallelle en loodrechte richtingen. Deze kwantitatieve gegevens versterkt de diffusie-gewogen beelden weergegeven in figuur 4. Specifiek, witte stof heeft een sterke afhankelijkheid van de richting van de diffusie weging (lengte of de breedte), terwijl grijze stof is minder afhankelijk van de richting. Ook montage van het signaal bij elke voxel met behulp van de vergelijking voor diffusie kurtosis opbrengsten kwantitatieve kaarten van diffusie parameters (figuur 6B), die deze zelfde afhankelijkheid te markeren. Witte stof heeft een hoge mate van anisotropie zowel de diffusie (AID) en kurtosis metingen (AIK). Aldus transversale diffusie en kurtosis onthullen de onderliggende microstructuur van het ruggenmerg bekend uit histologische studies. Deze diffusie parameters, die worden verworven in levende, maar verdoofde dieren, reflecteren microscopische weefsel eigenschappen zoals axon dichtheid en diameter. Veranderingen in dese maatregelen veroorzaakt door verwonding en ziekte zal nuttig zijn voor niet-invasieve evaluatie van de gevolgen van verwondingen en de effecten van veelbelovende therapieën. Diffusie gewogen beeldvorming van de rat cervicale ruggenmerg kan daarom uitgegroeid tot een instrument voor preklinische studies van dwarslaesie en ziekten van het ruggenmerg. Figuur 1:. Ontwerp van de spoel en houder voor cervicale ruggenmerg MRI Een aangepaste kwadratuur volume coil (Doty Scientific Inc) werd gebruikt voor het imago van de cervicale wervelkolom met een hoge gevoeligheid en uniformiteit. Anesthesie en medische lucht tegen de aangegeven gaspoorten gegeven in de neus, die comfortabel past om de neus van de rat. Uitgeademde en overtollige gas wordt opgevangen door de uitlaat lijn onder licht vacuüm. Het hoofd van de rat is beveiligd met de beet bar geplaatst rond de snijtanden en het oor bars geplaatst Deliclijk in de gehoorgang. Andere fysiologische controle componenten, waaronder respiratoire monitor en temperatuurvoeler niet getoond. Figuur 2: Respiratory gating regeling. Een typische respiratoire trace (grijs) en trekker (rood) van de gating apparaat schematisch weergegeven (A). In de typische uitvoering van gating (B), wordt een trekker gebruikt om alle segmenten verkrijgen (verticale lijnen, hier 12 getoond) soms gelijkmatig verdeeld binnen de herhalingstijd (TR). Als de TR overschrijdt typische periode kunnen verschillende segmenten optreden tijdens adem en vatbaar voor beweging (rood). In de gewijzigde regeling (C), zijn een subset van plakjes snel verworven na de trigger (6 hier afgebeeld), gevolgd door een vertraging, met de andere plakjes verworven na de daaropvolgende trekker. EffectiefDe TR identiek tussen beide regelingen door het herschikken van de vertragingen binnen de sequentie. Figuur 3:. MRI plak positionering, verzadiging banden en motion control Twaalf axiale plakjes werden aangebracht op de scout afbeelding (A) met de voorste segment gepositioneerd op een constante afstand van het snijpunt van de hersenstam en cerebellum. Verzadiging banden (B) werden toegevoegd aan ongewenst signaal buiten het gebied van belang te elimineren. Een beeld zonder diffusie weging (C) en één met diffusie weging (D) met de aangepaste gating regeling in dienst duidelijk de anatomie van het snoer en is vrij van artefacten. Met de niet-geoptimaliseerde venstertijd regeling of oneigenlijk respiratoire gating, diffusie gewogen beelden tonen artefacten (E) als een verlies van het signaal binnen het snoer of meerdere "spoken" buiten het snoer dat zal corrupte verdere analyse. Klik hier om een grotere versie van deze afbeelding te bekijken. Figuur 4:. Representatieve diffusie gewogen beelden gebruiken in de tekst beschreven optimalisaties, diffusie gewogen beelden van hoge kwaliteit werden verkregen met diffusie weging toegepast dwarsrichting (A) en longitudinaal (B) naar het ruggenmerg hoofdas. Verschillende b-waarden worden weergegeven voor elke richting die de beste contrast tussen de witte en grijze stof voor illustratieve doeleinden te bieden. Voor elke richting of b-waarde, werden alle 12 plakjes verworven in ongeveer 90 sec. belasting / 52390 / 52390fig4large.jpg "target =" _ blank "> Klik hier om een ​​grotere versie van deze afbeelding te bekijken. Figuur 5:. Omgekeerde fase-encode -correctiemechanisme De linker kolom geeft een enkel schijfje afgebeeld met de DWI volgorde zoals beschreven in deze ("blip up" image) protocol. De middelste kolom geeft de volgorde verwierf een tweede keer met de "reverse echo 'op' aan '. Merk op hoe de functies die uitgerekt lijken op het eerste beeld gecomprimeerd weergegeven in de middelste kolom. De rechter kolom geeft de diffusie-gewogen beelden gecorrigeerd met behulp van OPWAARDEREN. De bovenste rij is de niet-diffusie gewogen beeld, de middelste rij is een voorbeeld diffusie weging toegepast in de dwarsrichting, en de onderste rij is een voorbeeld diffusie weging toegepast in de langsrichting.//www-jove-com.vpn.cdutcm.edu.cn/files/ftp_upload/52390/52390fig5large.jpg "target =" _ blank "> Klik hier om een ​​grotere versie van deze afbeelding te bekijken. Figuur 6:. Berekende kaarten van diffusie en kurtosis De genormaliseerde signaal (beeldintensiteit) uitgezet (A) als functie van diffusie coëfficiënt (B-waarde) voor de dwarse (T) en longitudinaal (L) diffusie codeerrichting. Hoogwaardige maps (B) van diffusiteit (D), kurtosis (K) en anisotropie (AI) wordt berekend uit het signaal bij elke voxel en tonen unieke kenmerken van het ruggenmerg weefsel. Concreet is er duidelijk verschil in parameters tussen de witte en grijze stof, evenals de regionale verschillen in de witte stof regio. Klik hier om view een grotere versie van deze figuur.

Discussion

De hier geschetste technieken kunnen hoge kwaliteit diffusie gewogen beelden van ruggenmerg van de rat te bieden in vivo. Beeldkwaliteit is afhankelijk van vele factoren, maar het ruggenmerg heeft een aantal unieke problemen die van belang zijn.

Beweging is een belangrijk probleem is dat als niet gecorrigeerd, zal resulteren in een onbruikbare beelden. Zo, het vereist een zorgvuldige monitoring tijdens de MRI-sessie. Als het beeld van artefacten worden waargenomen op de eerste scan die consistent zijn met beweging zijn, stoppen met de overname en stappen ondernemen om de artefacten te elimineren, omdat deze moeilijk te verwijderen in post-processing. Zorg ervoor dat de luchtwegen computer ontvangt een sterke, regelmatige signaal van de luchtwegen controle-eenheid. De ademhaling riem moet worden gecorrigeerd voor de juiste spanning die consistent signaal verschaft maar niet ademhaling van het dier te beperken. Handhaving van het juiste niveau van de anesthesie te allen tijde; 1,5-2,0% isofluorane is gebruikt in onze experience. Ook vermindering van de totale beweging van het dier en de wervelkolom is een ander belangrijk aspect artefactvrij beelden te leveren. In tegenstelling tot de menselijke ruggenmerg, die aanzienlijke beweging veroorzaakt door CSF pulsering die verband houden met de hartcyclus ervaart, CSF pulsaties in het knaagdier is voornamelijk verbonden met de luchtwegen cyclus 18. Hoewel het moeilijk is om alle beweging in het koord volledig te elimineren, is het bijzonder belangrijk om de beweging zoveel mogelijk, dat vaak wordt bereikt door trial and error verminderen. Bovendien kunnen ratten met verschillende neurologische aandoeningen of letsels abnormale ademfrequentie of andere fysiologische complicaties die aanpassing van de hierin beschreven procedures kunnen eisen.

De wijzigingen van de pulssequentie voor respiratoire gating, samen met beeldreconstructie afgestemde procedures daartoe de effecten van vervorming door inhomogene magnetische velden die niet afneem kan minimaliserened door aanpassingen uitgevoerd op het MRI systeem.

Evenzo beeldkwaliteit afhankelijk van de duur van beeldvormingstijd. In ons voorbeeld, waardoor het aantal diffusie coëfficiënt langs twee richtingen kon een verlaging van de totale beeldvormingstijd. Een beperking van deze benadering is dat het niet langer geschikt vol tensoranalyse (DTI), die de norm voor veel andere studies. Als alternatief, het gebruik van minder gemiddelden en meer diffusie richtingen of b-waarden kunnen zorgen voor een betere karakterisering met behoud van dezelfde acquisitie tijd. Eerdere studies hebben aangetoond dat de 2-richting benadering geeft informatie in overeenstemming met de 6-richting (DTI) benadering 19, maar zorg moet worden genomen om de plakjes (en diffusie richtingen) ervoor worden nauwkeurig langs en ​​loodrecht op het koord georiënteerd. Echter, het verwerven van meerdere b-waarden zorgt voor een betere karakterisering en wiskundige montage van kurtosis en is aan te bevelen boven het gebruik van een enkele B-Waae. Bovendien werd de volledige sequentie herhaald met een omgekeerde fase coderen richting die de effecten van het magnetische veld susceptibiliteit artefacten verminderd en verbetert de algehele beeldkwaliteit door middeling. Ten slotte is de beeldresolutie gebruikt in ons protocol geeft duidelijke scheiding tussen de witte en grijze stof. Beelden met een hogere resolutie mogelijk, maar dit gaat vaak ten koste van langere cyclustijden of het potentieel voor meer artefacten.

Verbeteringen in radiofrequentie spoelen, pulssequenties, en post-processing methodes zullen allemaal het effect van het verbeteren beeldvorming van het ruggenmerg in de toekomstige aanpassingen van deze methode. Bijvoorbeeld kan oppervlaktespoelen gunstig voor een betere beeldkwaliteit vergelijkbaar met die waargenomen bij muizen. 20 Deze maatregelen hebben een hoge waarschijnlijkheid dat bruikbaar als biomerkers voor de klinische diagnose en behandeling van ruggenmergletsels.

Offenlegungen

The authors have nothing to disclose.

Acknowledgements

Wij danken Kyle Stehlik, Natasha Wilkins, en Matt Runquist voor experimentele ondersteuning. Gefinancierd door het onderzoeks- en onderwijsbeleid Initiative Fund, een onderdeel van de oprukkende een gezondere Wisconsin dotatie aan het Medical College of Wisconsin, en het Craig H. Neilsen Foundation.

Materials

Name of Material/ Equipment Company Catalog Number Comments/Description
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

Referenzen

  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).

Tags

Spinal CordDiffusion-weighted ImagingMagnetic Resonance ImagingMRIRatCervicalProtocolAnesthetizedRespiratory MotionB-valueDiffusion Models

Play Video
PDF
DOI
DOWNLOAD MATERIALS LIST
Diesen Artikel zitieren
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).
Zitat herunterladen
Nachdrucke und Berechtigungen

View Video

✖

To prove you're not a robot, please enter the text in the image below

CAPTCHA Image
Play CAPTCHA Audio
Refresh Image