BLM ist eine Empfänger von EPSRC PhD Zugehörigkeit und erhalten ein Reisestipendium zur Universität Ostfinnland von der School of Experimental Psychology, University of Bristol. MJK ist von Elizabeth Blackwell Instituts und des Wellcome Trust internationale strategische Unterstützung Fonds finanziert [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ und OHJG werden von der Academy of Finland, UEF-Brain strategische Finanzierung von Universität Ostfinnland und Biozentrum Finnland finanziert. Die Arbeit wurde von der Dunhill Medical Trust [Grant-Nummer R385/1114] unterstützt.

Tiere Verfahren nach den Richtlinien der Europäischen Gemeinschaft Rat 86/609/EWG Richtlinien durchgeführt und durch die Animal Care and Use Committee der Universität Ostfinnland, Kuopio, Finnland genehmigt wurden.
 1. Tier Modell <ol><li>Anesthetize männliche Wistar Ratten mit einem Gewicht von 300-400 g mit Isofluran N 2/o 2 Flow (70 % / 30 %) durch eine Gesichtsmaske für die Dauer des Betriebs und MRI-Experimente. Anästhesie in belüfteten Haube zu induzieren. Isofluran Ebenen zwischen 1,5 und 2,4 % zu erhalten.
	<ol><li>Monitor Tiefe der Narkose während der MRT von Atemfrequenz über einen pneumatischen Kissen unter dem Rumpf. Fehlende Reaktion auf Reflex kneifen wird als ein Zeichen von ausreichender Tiefe für chirurgische Anästhesie übernommen. Verwendung Isofluran Schnitzeljagd mit einem Magneten verbunden trug.</li>
	</ol></li> <li>Perform permanent mittlere zerebrale Arterie Okklusion (MCAO), fokalen ischämischen Schlaganfall zu induzieren. Verwenden Sie das Intraluminal-Thread-Modell für MCAO und führen Sie den Betrieb nach den Methoden von Longa Et Al. gegeben 22. <ol><li>verlassen den verschließenden Thread (Silikon-PTFE-temperierten Monofil-Filament, Durchmesser 0,22 mm) im Ort für die Dauer des Experiments MRI.</li>
	</ol></li> <li>Arteriellen Blutgase und pH mit einer Blut-Analyzer zu analysieren.
	<ol><li>Bei MRI Monitor die Atemfrequenz mit einem pneumatischen Kissen unter den Torso und die rektale Temperatur mit einer rektalen Temperatur monitoring-System gestellt. Pflegen eine Kerntemperatur in der Nähe von 37 ° C mit einem Heizkissen unter dem Rumpf Wasser.</li>
		<li>Sofort nach MCAO, sichere die Ratte in eine Docking-Station in der Mitte des Magneten trug mit einer Ratte Kopf Halter. 2 mL Kochsalzlösung intraperitoneal zu injizieren, bevor trug die Ratten in den Magneten übertragen.</li>
	</ol></li></ol> 2. MRI <ol><li>erwerben MRT-Daten mit Hilfe einer 9.4T / 31 cm (mit 12 cm Steigung Insert) horizontale Magnet eine Schnittstelle zu einer Konsole ausgestattet mit einem aktiv entkoppelten lineare Band Sender und Quadratur Empfänger Spulenpaar.</li>
	<li>Scannen jede Ratte für bis zu 5 h nach MCAO. Im Stundentakt (60, 120, 180, 240 min Post MCAO), erwerben 12 deckungsgleich abgetastet (Slice-Abstand von 0,5 mm, Scheibendicke = 1 mm, Gesichtsfeld = 2,56 x 2,56 cm) koronalen Scheiben die Spur der Diffusion Tensor (2.2.1), Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2 ( 2.2.2.) und schnell niedrigen Winkel Schuss T 1 (2.2.3.).
	<ol><li>Erhalten die Spur der Diffusion Tensor Bilder (D Av = 1/3 Spur [D]) mit drei bipolare Steigungen entlang jeder Achse (die Dauer des Verlaufs Diffusion = 5 ms, die Diffusionszeit = 15 ms) und drei b-Werte (0, 400 und 1400 s/mm-2 s), wo, Δ = 15 ms, &#8706; = 5 ms, echo der Zeit (TE) = 36 ms Wiederholzeit (TR) = 4000 ms und Erfassungszeit = 7,36 min.</li>
		<li>Erhalten die Carr-Purcell-Meiboom-Gill T-2-Sequenz mit 12 Echos für T 2 Quantifizierung, wo Echo-Abstand = 10 ms, TR = 2000 ms und Erfassungszeit = 4,20 min.</li>
		<li>Erhalten die schnell niedrigen Winkel Schuss (FLASH) für T 1, wo die Umkehrung mit der ersten Flash-Sequenz (T 10) beträgt 7,58 ms mit 600 ms Schritten von 10 Inversionen bis zu 5407,58 ms, TR = 5,5 ms, Zeit zwischen den Pulsen Inversion (T entspannen ) = 10 s und Erwerb Zeit = 8,20 min.</li>
	</ol></li></ol> 3. Bildverarbeitung <ol><li>Berechnung der Relaxometrie und ADC zuordnet: berechnen qT 2, qT 1 und ADC-Karten mit Matlab-Funktionen zur Verfügung gestellt auf Universität von Bristol Website [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k] die Eingabe ist ein Dateipfad zum Speicherort der MRI-Daten.
	<ol><li>Für T-2-Daten gelten Hamming Filterung im k-Raum vor dem Umbau von Bildern (oder in Bild-Domäne durch Faltung, mit entsprechenden Ergebnissen, aber rechnerisch weniger effizient). Berechnen, qT 2 Karten, indem man den Logarithmus der jede Zeitreihe und lösen auf ein Voxel-Weise Grundlage von linearen kleinste-Quadrate (eine Bi-exponentielle Anpassung kann auch durchgeführt werden, um T 2 zerfällt, aber die Voxel-Weise F-Tests Tests ergaben, dass Voxel innerhalb des Bildes für die zusätzliche Parameter nicht zu rechtfertigen).</li>
		<li>Für T 1 Daten gelten Hamming Filterung im k-Raum vor dem Umbau von Bildern. Führen Sie T 1 Montage nach Methoden in Referenz 23 gegeben. Zur Bewältigung des Problems der unbekannten Zeichen (durch den Einsatz von Größe Bilder), der niedrigsten Intensität Punkt kann entweder ausgeschlossen oder im Zuge der Montage mit ähnlichen Ergebnissen geschätzt.</li>
		<li>Für diffusionsgewichtete Daten gelten Hamming Filtern nach Faltung im Bild Bereich (Dies ist einfacher durch die segmentierte k-Space-Flugbahn). ADC-Karten passen, nach der Methode 13.</li>
	</ol></li> <li>Identifizierung von ischämischen Gewebe <ol><li>ischämischen Gewebe auf Gegenseitigkeit D Av Bilder (1/D Av) zu identifizieren, wie dies deutlicher Kontrast zur Läsion Identifikation bietet. Um ischämische Mengen von Interesse (VOI) generieren, definieren Sie ischämischen Gewebe als Voxel mit Werten eine mittlere absolute Abweichung oberhalb der Medianwert der gesamten Gehirn 1/D Av Distribution. Ermittlung homologe Regionen in der nicht-ischämischen Hemisphäre, reflektieren Sie die ischämische VOI um die Hochachse. Manuell anpassen nicht ischämischen VOIs um zu vermeiden, einschließlich Voxel enthält Liquor cerebrospinalis.</li>
		<li>Um das Verhältnis von qT 1 und qT 2 mit der Zeit jede Ratte MCAO, Feldpost und Zeit-Punkt, der ischämischen und nicht-ischämischen VOIs auf qT 1 und qT 2 Karten zu laden. Mittlere Relaxationszeiten zu extrahieren und die prozentuale Differenz in qT 1 und qT 2 zwischen Hemisphären (ΔT 1 und ΔT 2) unter Verwendung der folgenden Gleichung berechnen: < Img Alt = "Gleichung" Src = "/ Dateien/Ftp_ Upload/55277/55277eq1.jpg"/ > wo T X ist die gewählten Parameter, qT 1 oder qT-2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> bezieht sich auf die mittlere Relaxationszeit von ischämischen VOI und <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> die mittlere Relaxationszeit in der nicht-ischämischen VOI. Die nicht-ischämischen VOI sollte verwendet werden, so dass jede Ratte als seine eigene Kontrolle dient.</li>
		<li>Mit den folgenden Kriterien Voxel mit erhöhten qT 1 und qT 2 bestimmt werden: jedes Voxel innerhalb der ischämischen VOI mit Relaxationszeiten überschreiten die mittlere Relaxationszeit der qT 1 oder qT-2-Verteilung in der nicht-ischämische VOI um mehr als ein halber Breite Hälfte-Maximum (HWMH). Diese Kriterien bedeuten Relaxationszeiten muss in 95 Perzentil oder höher einzustufen als &#39; hohe &#39;. Die mittlere Relaxationszeit von nicht-ischämischen VOI ermöglicht jede Ratte als seine eigene Kontrolle dienen.</li>
		<li>, Die räumliche Verteilung der Relaxationszeit Änderungen innerhalb der Regionen der verminderte Diffusion Bild identifizieren und Farbe Code Voxel mit erhöhten qT 1 oder qT 2 sowie Voxel mit beiden erhöhten qT 1 und qT 2 bezeichnet &#39; qT 1 und qT 2 überschneiden &#39;.</li>
		<li>Bestimmen die Größe der Läsion nach qT 1 und qT 2, Berechnung die Parameter f (wie von Ritter Et Al. eingeführt 18) von MRT-Daten für jede Ratte und Zeit-Punkt erworben. f 1 und f 2 transpat die Anzahl der Voxel mit hohen qT 1 oder qT 2 (beziehungsweise) als Prozentsatz der Größe der ischämischen VOI.
		<ol><li>Verwendung der folgenden Gleichung zur Berechnung von f 1 und f 2: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> wo <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> bezieht sich auf Die Relaxationszeit (qT 1 oder qT-2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" /> bezieht sich auf die Anzahl der &#39; hohe &#39; Relaxationszeit Voxel in der ischämischen VOI <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> ist die Anzahl der &#39; niedrig &#39; Relaxationszeit Voxel in der ischämischen VOI und <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, die Gesamtzahl der Voxel innerhalb die ischämische VOI. Kriterien für die Identifizierung Voxel mit erhöhten qT 1 und qT-2 sind in Abschnitt 3.2.3 beschrieben. &#39; Low &#39; Voxel sind Voxel mit Entspannung Mal weniger als die mediane qT 1 oder qT 2 von nicht-ischämischen VOI durch eine HWHM. Die Subtraktion des <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> ermöglicht die Abnahme der Relaxationszeiten durch Ischämie oder andere Pathologien 17.</li> <li>bestimmen das Ausmaß der &#39; qT 1 und qT 2 überlappen sich &#39; durch die Berechnung des Volumens von überlappenden erhöhten qT 1 und qT 2 als Prozentsatz des gesamten Gehirns Bände, hiermit im Sinne als &#39; V überschneiden sich &#39;. Verwenden Sie die folgende Gleichung: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> wo <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" /> bezieht sich auf die Anzahl der Voxel innerhalb der ischämischen VOI mit beiden &#39; hohe &#39; qT 1 und &#39; hohe &#39; qT 2 und <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> gibt die Gesamtzahl der Voxel in der gesamten Rattengehirn. Bestimmen Sie die Anzahl der Voxel in der Rattengehirn indem Sie manuell eine VOI um das ganze Gehirn auf qT 2 Relaxometrie Karten.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. Überprüfung der ischämischen Läsion mit Triphenyletrazolium Chlorid (TTC) <ol><li>unmittelbar nach der Enthauptung, sorgfältig extrahieren die Rattengehirn aus dem Schädel. Führen Sie dieses Verfahren innerhalb von 10 min ab dem Zeitpunkt die Ratte wurde enthauptet.</li>
	<li>Store Gehirne in gekühlten 0,01 M Phosphat gepufferte Kochsalzlösung (PBS) vor der Verwendung einer Ratte Gehirn Schneidemaschine Matrix des Gehirns in serielle 1 mm dicken koronalen Scheiben Abschnitt.</li>
	<li>Nach dem Schneiden, brüten jedes Gehirn-Scheibe in 20 mL PBS mit TTC bei 37 ° C für 30 min in der Dunkelheit, wie in 24 empfohlen. Obwohl TTC-Konzentration von 1 % akzeptabel ist, verwenden Sie 0,5 % für verbesserten Kontrast.
	<ol><li>Decken die Container der Abschnitte in Folie zu dunkel halten.</li>
	</ol></li> <li>Nach der Inkubation die TTC-Lösung mit einer Pipette entfernen und waschen Scheiben in drei Änderungen des PBS.</li>
	<li>Scheiben mit einem standard Lichtmikroskop und eine digitale Kamera sofort fotografieren.</li>
</ol> 5. Statistische Analyse <ol><li>statistische Analysen mit Matlab und Statistiksoftware.</li>
	<li><ol><li>Perform Pearson bestimmen das Verhältnis von MR-Parameter mit der Zeit &#39; s Korrelationen auf gepoolten Ratte Daten bestimmen, die Beziehung des ΔT 1, ΔT 2, f 1 und f 2 und V Überschneiden sich mit der Zeit Post MCAO.</li>
		<li>Für Parameter, die eine signifikante lineare Beziehung zeigen (p &#60; 0,05), führen Sie linearen zumindest quadratische Regression um festzustellen, ob der Hubzeit Ausbruch vorhergesagt werden kann, durch Quantifizierung des Parameters von Interesse. Den Root-Mean-Square-Fehler (RMSE) verwenden, um die Richtigkeit der Beginn Zeitschätzungen beurteilen.</li>
	</ol></li> <li>Quantifizierung der Größe der Läsion <ol><li>Läsion Größen nach verschiedenen qMRI Parametern zu vergleichen, One-Way-Verhalten im Zusammenhang mit ANOVAs und Fisher &#39; s wenigsten signifikanten Unterschied Post-hoc-auf die durchschnittliche Anzahl der Voxel in die ischämische VOI und die durchschnittliche Anzahl der Voxel mit hohen qT 1 und qT-2. Unterschiede werden als signifikant p &#60; 0,05. Sphärizität Annahmen nicht pro Mauchly erfüllt &#39; s Sphärizität Test, korrekte Freiheitsgrade und Bedeutung Werte nach Greenhouse-Geisser Schätzungen.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol>
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Die Autoren haben nichts preisgeben.

Das aktuelle Protokoll zur Abschätzung der Hubzeit Beginn bei Ratten verwendet quantitative Diffusion und Relaxationszeit MRI Daten anstatt Signal Intensitäten der jeweiligen gewichteten Herr Kontrast Bilder19. Den letzten Beweise deuten auf minderwertige Leistung Bild Intensitäten bei der Abschätzung der Schlaganfall auftreten Mal 14,25. In der "Diffusion-positiv" Schlaganfall-Läsion bietet unser MRT-Protokoll Schlaganfall auftreten Zeiten von qT1 und qT-2 MRT-Daten mit einer Genauigkeit von einer halben Stunde oder so. Es ist ein allgemeiner Trend, dass qT-2 -Daten, die von qT1übertrifft. Die beste Genauigkeit für Beginn Zeitbestimmung ergibt sich aus der Menge der überlappenden erhöhten qT1 und qT2 (Vüberlappen).
Die Bilder in Abbildung 1 zeigen, dass während der reduzierten Diffusionskoeffizienten vielmehr scheint eine einheitliche, Regionen mit abnormen qT1 und qT2 sind heterogen in der ischämischen Läsion verstreut. Dieses Ergebnis steht im Einklang mit früheren Beobachtungen und ist wahrscheinlich auf unterschiedliche Empfindlichkeiten an diesen Parametern qMRI pathophysiologischen Veränderungen durch Ischämie 6. Dies legt nahe, qMRI Parameter Gewebe Status und unterstützt Begriffe informativ sein können, dass DWI ischämische Schaden 26over schätzt. In der Tat definiert den letzten präklinischen Beweise deuten auf die Heterogenität der ischämischen Schäden innerhalb von Diffusion Läsionen 27. So informiert die Kombination von Diffusion, qT1 und qT2 potenziell über Schlaganfall auftreten Zeit und Gewebe Status, beide klinisch nützlich für Behandlungsentscheidungen bei Patienten mit unbekannten einsetzen sind.
Vüberlappen und f2 gab die genauesten Schätzungen der Hubzeit auftreten. Der Vorteil der Quantifizierung Relaxationszeiten ist, dass anders als Signalintensitäten sie unempfindlich gegen inhärente Varianten durch technische Faktoren wie Magnetfeld-Inhomogenitäten und Proton Dichte 6 sind, einschließlich der erwarteten Magnetfeld verursacht Variation innerhalb der ischämischen Läsion 18. Reduzierte Unsicherheit bei Beginn Zeit sind Schätzungen von qT1 und f1 wahrscheinlich wegen der oben genannten Bi-phasisch auf qT1 Ischämie, trägt zum flachen Hang des zeitabhängigen qT1 8,15,16zu ändern. MRT-Daten gezeigt (Abbildung 2) sind gemäß den vorherigen Werke 13,14, in dieser Zeit Kurse der Relaxationszeit, die Unterschiede zwischen ischämischen und kontralateralen nicht-ischämische Gehirn ausreichend sind durch lineare Funktionen beschrieben. Es ist jedoch wichtig zu beachten, dass die Untermauerung hydrodynamischen Änderungen durch Ischämie nicht linear 1,18.
Der aktuelle MRT-Protokoll für die Hubzeit zeigt sich in Ratten permanente Ischämie mit der Longa Et Al. Verfahren 22ausgesetzt. Nach unserer Erfahrung die Longa Et Al. Prozedur fehlschlägt induzieren MCAO in 10-20 % von Ratten, jedoch können als ADC verwendet wird, um die Anwesenheit der Ischämie, überprüfen die Experimente vorzeitig gekündigt werden. Fehler MCAO induzieren ist oft aufgrund von unvollkommenen Occluder Thread. Ein weiterer Faktor, was zu experimentellen Fehler ist, dass MCAO eine schwere Verfahren verursacht Tod von bis zu 20 % von Ratten während einer längeren MRI-Sitzung.
Der Schlaganfall auftreten Timing Protokoll gilt nur für permanente Ischämie. In Ratte fokale Ischämie mit Reperfusion wird die Beziehung zwischen DAv und qT1 oder qT2 distanzieren, da DAv erholt, aber kann nicht für qT1 und qT2 je nach Dauer der Ischämie vor Reperfusion 8,28. Darüber hinaus ist die Entwicklung eines ischämischen Schadens wahrscheinlich mehr variabel in der Schlaganfall-Patienten aufgrund der individuell unterschiedlichen Faktoren, die die Mikrozirkulation wie Alter und Komorbiditäten (z.B.Diabetes, Bluthochdruck, Herz-Kreislauferkrankungen). Diese Faktoren beeinflussen unweigerlich die Zeitabhängigkeit der f1, f2 und Vüberschneiden sich in menschlichen Zügen und erfordert daher Untersuchung in klinischen Umgebungen.
Abschließend möchte ich sagen, geben Sie qMRI Parameter Schätzungen der Hubzeit auftreten. Vüberlappen und f2 bieten die genauesten Schätzungen und möglicherweise auch informative Gewebe Status. qMRI könnte daher klinisch vorteilhaft im Hinblick auf die Beihilfe Behandlungsentscheidungen für Patienten mit unbekannten Beginn Zeit. Ein Thema hier zu berücksichtigen ist, dass das Grauen, weißen Substanz Verhältnis im Rattengehirn viel höher als beim Menschen ist und Hydrodynamik in diesen Gehirn Gewebearten 18 variieren. Dennoch weitere Untersuchung über die Zeitabhängigkeit der f2, Vüberlappen und qT2 in hyper akuten Schlaganfall-Patienten gerechtfertigt ist.

Gehirngewebe ist besonders anfällig für Ischämie wegen der hohen Abhängigkeit von der Oxidative Phosphorylierung ATP-Synthese und begrenzten Energiereserven. Ischämie führt zu subtilen zeitabhängige Ionischen Veränderungen im intrazellulären und extrazellulären Raum, die zur Umverteilung des Gehirns Wasserbecken, Freisetzung von Neurotransmittern Excitotoxic und letztlich Einleitung der destruktive Prozesse 1führen. Breitet sich in fokale Ischämie Gewebeschäden über den ursprünglichen Kern, wenn die Durchblutung nicht innerhalb eines bestimmten Zeitrahmens 2wiederhergestellt wird. Der Zeitpunkt des Auftretens der Schlaganfall ist derzeit eines der wichtigsten Kriterien bei klinischen Entscheidungen für die Pharmakotherapie des ischämischen Schlaganfalls, einschließlich Rekanalisation von thrombolytischen Agenten 3. Infolgedessen sind viele Patienten automatisch nicht für thrombolytischen Therapie aufgrund unbekannter Symptom auftreten, aufgrund der Schlaganfall auftritt während des Schlafes ("Wake-Up-Stroke'), Mangel an Zeugen oder nicht bewusst Symptome 4,5. Ein Verfahren, das bestimmt, der Zeitpunkt des Auftretens der Schlaganfall ist deshalb erforderlich, damit solche Patienten für Thrombolyse berücksichtigt werden können.
MRI Sonden Wasser in Vivo. Dynamik von denen sind durch akuten ischämischen Energie Störung 6stark gestört. Die Diffusion von Wasser durch (thermische) Translationsbewegung von Wassermolekülen geregelt wird vor allem in den frühen Momenten der Ischämie aufgrund der Energie-Ausfall- 7reduziert. Dies führt wiederum zu anoxischen Depolarisation von Nervenzellen 8. Diffusion MRT (DWI) ist eine Goldwährung diagnostische bildgebende Modalität für akuten Schlaganfall 9geworden. Das DWI-Signal steigt auf Ischämie ermöglicht ischämischen Gewebe identifiziert werden aber zeigt Zeitabhängigkeit während der ersten Stunden des ischämischen Schlaganfalls 10. Ebenso quantitative Maßnahmen der Wasser-Diffusion wie den scheinbaren Diffusionskoeffizienten (ADC) oder die Spur der Diffusion Tensor (DAv) ischämische Gewebe rapide Rückgang, aber keine Beziehung mit der Zeit von Schlaganfall auftreten in tierischen Schlaganfall zeigen Modelle 10 und Patienten 11.
Quantitative MRT (qMRI)-Entspannung-Parameter, qT1, qT2 und qT1ρ, unterliegen Drehbewegung und den Austausch von Wasser-Wasserstoff-Atomen und zeigen komplexe zeitabhängige Veränderungen im Gehirn Parenchym folgenden ischämischen Energie-Ausfall- 6. Zeitabhängige Änderungen aktiviert Beginn der Hubzeit Patienten 12 und Tiermodellen der Ischämie 13,14,15geschätzt werden. In Ratte fokale Schlaganfall qT1ρ fast augenblicklich nach Ischämie auftreten erhöht und weiterhin linear für mindestens 6 Stunden 13,14. qT1 Relaxationszeiten erhöhen auch in einer zeitabhängigen Mode im ischämischen Gehirngewebe, durch zwei Zeitkonstanten bezeichnen kann: eine schnelle Anfangsphase gefolgt von einem langsamen Phase dauert Stunden 8,16. Wegen dieser biphasischen Anstieg kann die Verwendung von qT1 Takt Timing qT1ρ MRI 15komplizierter sein. qT2 Relaxationszeiten zeigen auch eine Bi-phasisch Veränderung in Ratte fokale Schlaganfall, wobei es eine erste innerhalb der ersten Stunde Verkürzung ist gefolgt von einem linearen Anstieg mit der Zeit 13. Die erste Verkürzung kann durch zwei parallel laufenden Faktoren erklärt werden: (i) der Aufbau von deoxyhemoglobin resultierende in der so genannten "negativen Blut Sauerstoffversorgung Level abhängigen Effekt" und (Ii), die Verschiebung des extrazellulären Wassers in der intrazellulären Raum 17,18. Die zeitabhängige Zunahme qT2 ist wahrscheinlich durch zytotoxische und/oder Vasogenic Ödem mit folgenden Aufschlüsselung der intrazellulären makromolekulare Strukturen 18. QT1ρ und qT-2 -Daten liefern genaue Schätzungen der Hubzeit Ausbruch in präklinischen Modellen 14. qT2 12 und T2-gewichteten Signal Intensitäten 19,20 auch für Schlaganfall auftreten Zeit Schätzung in den klinischen Einstellungen ausgebeutet worden.
Neben den hemisphärischen unterschieden in quantitative Relaxationszeiten kann die räumliche Verteilung der erhöhten Relaxationszeiten innerhalb der ischämischen Region auch als Surrogate für Schlaganfall Beginn pünktlich 14dienen. In Ratte-Modelle von Schlaganfall, Regionen mit erhöhten qT1ρ, qT2 und qT1 Relaxationszeiten zunächst kleiner sind als die Diffusion ischämischen Läsion definiert, aber mit Zeit 14,15erhöhen, 21. Quantifizierung der räumlichen Verteilung der erhöhten Relaxationszeiten als Prozentsatz der Größe der ischämischen Läsion ermöglicht auch Beginn der Hubzeit schätzungsweise 14,15sein. Hier beschreiben wir das Protokoll zur Beginn der Hubzeit in einem Rattenmodell des Schlaganfalls mit qMRI Parameter zu bestimmen.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Magnetic Field Strength</td>
			<td>Operation Frequency</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MRI scanner</td>
			<td>Agilent, Santa Clara, CA, USA</td>
			<td>9.4T</td>
			<td>400.13 MHz</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Linear volume transmit RF-coil</td>
			<td>RAPID Biomedical, Rimpar, Germany</td>
			<td>-</td>
			<td>400.13MHz</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Actively decoupled receive coil</td>
			<td>RAPID Biomedical, Rimpar, Germany</td>
			<td>-</td>
			<td>400.13MHz</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Rat head holder</td>
			<td>RAPID Biomedical, Rimpar, Germany</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>i-Stat handheld blood-gas analyzer</td>
			<td>i-Stat Co, East Windsor, NJ, USA</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Pneumatic pillow breathing rate monitor</td>
			<td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Rodent rectal temperarure moniring device</td>
			<td>SA Instruments Inc, Stony Brook, NY, USA</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Name</td>
			<td>Company</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Chemicals</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Isoflurane: Attane Vet 1000mg/g</td>
			<td>Piramal Healthcare UK Ltd, Northumberland, UK</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>2,3,5-Triphenyltetrazolium cholide=TTC</td>
			<td>Sigma-Aldrich, Gillinham, Dorset, UK</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

a magnetic resonance imaging protocol for stroke onset time estimation in permanent cerebral ischemia

MRI ist ein sensitiver und spezifischer imaging-Tool um akuten ischämischen Schlaganfall durch eine geringere Diffusionskoeffizienten des Gehirns Wassers zu erkennen. In einem Rattenmodell des ischämischen Schlaganfalls erhöhen Unterschiede in den quantitativen T1 und T2 MRT Relaxationszeiten (qT1 und qT2) zwischen der ischämischen Läsion (abgegrenzt durch geringe Diffusion) und der kontralateralen Hemisphäre nicht ischämischen mit der Zeit von Schlaganfall auftreten. Die Zeitabhängigkeit der MRI Relaxationszeit Unterschiede heuristisch durch eine lineare Funktion beschrieben wird und bietet somit eine einfache Schätzung der Hubzeit auftreten. Darüber hinaus erhöht die Volumen der abnormen qT1 und qT2 in der ischämischen Läsion linear mit der Zeit bietet eine ergänzende Methode für Schlaganfall-Timing. Eine (halb-) automatisierte Computer Routine basierend auf die quantifizierten Diffusion Koeffizient wird präsentiert, um akuten ischämischen Schlaganfall Gewebe in Ratte Ischämie abzugrenzen. Diese Routine bestimmt auch hemisphärische Unterschiede in qT1 und qT2 Relaxationszeiten und der Lage und Umfang der abnormen qT1 und qT2 Voxel innerhalb der Läsion. Unsicherheiten verbunden mit Beginn Zeitschätzungen qT1 und qT-2 MRT-Daten variieren von ± 25 min ± 47 min für die ersten 5 Stunden Takt. Der genaue Beginn Zeitschätzungen können durch Quantifizierung der Volumen von überlappenden abnorme qT1 und qT2 Läsion Bände gewonnen, genannt "Vüberlappen" (± 25 min) oder durch Quantifizierung hemisphärische Unterschiede in qT2 Relaxationszeiten nur (± 28 min.). Alles in allem übertreffen qT2 abgeleiteten Parameter von qT1. Das aktuelle MRT-Protokoll ist in der hyperakute Phase eines permanenten fokale Ischämie-Modells getestet, die auf transiente fokale Gehirn Ischämie nicht anwendbar sind.

Über Ratten die Blut-Gas-Profile wurden wie folgt: SO2 95,8 ± 3,2 %, PeineCO2 51,6 ± 2,9 MmHg und pH 7.30 Uhr ± 0,04.
Typische DAv, qT2 und qT1 Bilder aus einer zentralen Scheibe einer repräsentativen Ratte bei 4 Mal Punkte Post MCAO werden in den ersten 3 Abbildung 1a-Panels angezeigt. Bilder in den anderen Bereichen von Abbildung 1 zeigen die automatisch erkannte ischämische Läsion in rot und Regionen innerhalb der ischämischen Läsion mit erhöhten qT1, qT2 und Regionen mit Vüberlappen werden grün angezeigt. Bis zu 2 h Post-MCAO, Regionen mit hohen qT1 in der ischämischen Läsion waren deutlich größer als hohe qT2 (p &#60; 0,01), aber mit der Zeit (Abbildung 1) konvergierten. Die ischämische Läsion durch DAv war auch größer als Regionen der hohen qT1 (p &#60; 0,05) und qT-2 (p &#60; 0,05) in den ersten zwei Stunden.
Die Zeitabhängigkeit der qMRI Parameter sind in Abbildung 2dargestellt. Alle qMRI Parameter wurden signifikante Prädiktoren der Zeit Post MCAO (ΔT1: R2 = 0,71, ΔT2: R2 = 0,75, f1: R2 = 0,53, f2: R2 = 0,82, V Überlappung: R2 = 0,87). Basierend auf den RMSE für jeden Parameter, zugeordnete Unsicherheiten Schätzungen der Zeit da Schlaganfall auftreten waren ± 37 min für ΔT1, ± 28 min. für ΔT2, ± 47 min für f1und ±34 min für f2±25 min Vüberlappen. So gab die Vüberlappen die genaueste Schätzung der Zeit seit Schlaganfall auftreten.
TTC Färbung der Gehirne Proben um 6 h nach MCAO ischämische Schädigung überwiegend in die graue Substanz (Abbildung 1-d) überprüft.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
Abbildung 1: Änderungen im qMRI Parameter aufgrund von ischämischen Schlaganfall in einer Beispiel-Ratte. (ein) zeigt Beispiel qMRI Bilder über einen Zeitraum von 4 h der Ischämie. Die ersten vier Spalten zeigen DAv Karten, qT2 Karten, qT1 Karten und T2 gewichtet bzw. Bilder. Verbleibende Spalten zeigen, dass die D-Av Karten mit verschiedenen Darstellungen der automatisch segmentierten Läsionen. Die automatisch erkannte DAv Läsion ist in Spalte 5 in rot angezeigt. In Spalte 6 die D zeigt rot mit VoxelnAv Läsion mit hohen qT2 in grüner Schrift angezeigt. In Spalte 7 die D zeigtAv Läsion rot mit hohen qT1 Voxel in grüner Schrift angezeigt. In Spalte 8 zeigt die D-Av -Läsion in rot mit Voxel mit erhöhten qT1 und qT2 (Vüberlappen) in grüner Schrift angezeigt. (b) zeigt die Verteilung der qT-2 in der D-Av -Läsion als Funktion der Zeit Post MCAO sowie die nicht-Läsion qT2 Verteilung zum Zeitpunkt Null. (c) zeigt die entsprechende qT1 -Distributionen, die angrenzenden Legende Bezug auf beide Platten (b) und (c). (d) zeigt eine TTC-gefärbten Gehirn-Scheibe, nachdem das Tier 6 h Post-MCAO geopfert wurde. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
Abbildung 2: die Beziehungen zwischen Post-MCAO und qMRI Parameter für das Timing der Ischämie. (ein) zeigt f1, (b) die f2, (c), Vüberlappen, (d), ΔT1 und (e), ΔT2. Am besten passen für jeden Parameter (durchgezogene rote Linie) und RMSE Bars (durchgezogene schwarze Linien) dargestellt. Gepunktete Linien repräsentieren jeweils die individuellen 5 Ratten MCAO unterzogen. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.</a>

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

Ein Protokoll für Schlaganfall auftreten Zeit Schätzung in einem Rattenmodell des Schlaganfalls Nutzung quantitativer Magnetresonanz-Bildgebung (qMRI) Parameter wird beschrieben. Das Verfahren nutzt Diffusion MRI zur Abgrenzung von akuten Schlaganfall-Läsion und quantitative T1 und T2 (qT1 und qT2) Relaxationszeiten für Timing der Schlaganfall.

Ein Magnet-Resonanz-Tomographie-Protokoll für Schlaganfall auftreten Zeit Schätzung in ständigen zerebraler Ischämie

MRI provides a sensitive and specific imaging tool to detect acute ischemic stroke by means of a reduced diffusion coefficient of brain water. In a rat ...

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

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Neuroscience

14.0K Aufrufe.  University of Bristol. Ein Protokoll für Schlaganfall auftreten Zeit Schätzung in einem Rattenmodell des Schlaganfalls Nutzung quantitativer Magnetresonanz-Bildgebung (qMRI) Parameter wird beschrieben. Das Verfahren nutzt Diffusion MRI zur Abgrenzung von akuten Schlaganfall-Läsion und quantitative T1 und T2 (qT1 und qT2) Relaxationszeiten für Timing der Schlaganfall.

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

Magnetic Resonance Spectroscopy of live Drosophila melanogaster using Magic Angle Spinning

High-Resolution Magic Angle Spinning (HRMAS) proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) is a novel non-destructive technique that improves spectral line-widths and allows high-resolution spectra to be obtained from extracts, intact cells, cell cultures, and more importantly intact tissue to investigate relationships between metabolites and cellular processes. In vivo HRMAS 1H-MRS studies have yet to be reported in the live fruit fly Drosophila melanogaster. Drosophila, as a simpler genetic organism, allows the multiple biological functions and various evolutionarily conserved signaling pathways to be examined at the whole organism level and it is a useful model for investigating genetics and physiology. To this end, we developed and implemented an in vivo HRMAS 1H-MRS method to investigate live Drosophila at 14.1 T. Here, we outline an HRMAS 1H-MRS protocol for the molecular characterization of Drosophila with a conventional MR spectrometer equipped with an HRMAS probe. This technique is a novel, in vivo, non-destructive Drosophila metabolite measurement approach, which enables the identification of disease biomarkers and thus may contribute to novel therapeutic development.

Magnetic Resonance Spectroscopy of live Drosophila melanogaster using Magic Angle Spinning

This technique enables the use of high-resolution magic angle spinning proton MR spectroscopy (HRMAS 1H-MRS) for molecular characterization of live Drosophila melanogaster with a conventional 14.1 tesla spectrometer equipped with an HRMAS probe.

Magnetic Resonance Spectroscopy von Live- Drosophila melanogaster Verwendung von Magic Angle Spinning

High-Resolution Magic Angle Spinning (HRMAS) proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) is a novel non-destructive technique that improves spectral ...

Forschung

Neurowissenschaften

Multiple-mouse Neuroanatomical Magnetic Resonance Imaging

The field of mouse phenotyping with magnetic resonance imaging (MRI) is rapidly growing, motivated by the need for improved tools for characterizing and evaluating mouse models of human disease. MRI is an excellent modality for investigating genetically altered animals. It is capable of whole brain coverage, can be used in vivo, and provides multiple contrast mechanisms for investigating different aspects of neuranatomy and physiology. The advent of high-field scanners along with the ability to scan multiple mice simultaneously allows for rapid phenotyping of novel mutations.
Effective mouse MRI studies require attention to many aspects of experiment design. In this article, we will describe general methods to acquire quality images for mouse phenotyping using a system that images mice concurrently in shielded transmit/receive radio frequency (RF) coils in a common magnet (Bock et al., 2003). We focus particularly on anatomical phenotyping, an important and accessible application that has shown a high potential for impact in many mouse models at our imaging centre. Before we can provide the detailed steps to acquire such images, there are important practical considerations for both in vivo brain imaging (Dazai et al., 2004) and ex vivo brain imaging (Spring et al., 2007) that should be noted. These are discussed below.

Magnetic resonance imaging (MRI) has become an increasingly popular tool for examining the phenotype of genetically altered mice. This article illustrates the methods necessary to achieve high-throughput phenotyping of genetically altered mice using multiple-mouse MRI.

Multiple-Maus Neuroanatomische Magnetic Resonance Imaging

The field of mouse phenotyping with magnetic resonance imaging (MRI) is rapidly growing, motivated by the need for improved tools for characterizing and ...

High-resolution Functional Magnetic Resonance Imaging Methods for Human Midbrain

Functional MRI (fMRI) is a widely used tool for non-invasively measuring correlates of human brain activity. However, its use has mostly been focused upon measuring activity on the surface of cerebral cortex rather than in subcortical regions such as midbrain and brainstem. Subcortical fMRI must overcome two challenges: spatial resolution and physiological noise. Here we describe an optimized set of techniques developed to perform high-resolution fMRI in human SC, a structure on the dorsal surface of the midbrain; the methods can also be used to image other brainstem and subcortical structures.
High-resolution (1.2 mm voxels) fMRI of the SC requires a non-conventional approach. The desired spatial sampling is obtained using a multi-shot (interleaved) spiral acquisition1. Since, T2* of SC tissue is longer than in cortex, a correspondingly longer echo time (TE ~ 40 msec) is used to maximize functional contrast. To cover the full extent of the SC, 8-10 slices are obtained. For each session a structural anatomy with the same slice prescription as the fMRI is also obtained, which is used to align the functional data to a high-resolution reference volume.
In a separate session, for each subject, we create a high-resolution (0.7 mm sampling) reference volume using a T1-weighted sequence that gives good tissue contrast. In the reference volume, the midbrain region is segmented using the ITK-SNAP software application2. This segmentation is used to create a 3D surface representation of the midbrain that is both smooth and accurate3. The surface vertices and normals are used to create a map of depth from the midbrain surface within the tissue4.
Functional data is transformed into the coordinate system of the segmented reference volume. Depth associations of the voxels enable the averaging of fMRI time series data within specified depth ranges to improve signal quality. Data is rendered on the 3D surface for visualization.
In our lab we use this technique for measuring topographic maps of visual stimulation and covert and overt visual attention within the SC1. As an example, we demonstrate the topographic representation of polar angle to visual stimulation in SC.

This article describes techniques to perform high-resolution functional magnetic resonance imaging with 1.2 mm sampling in human midbrain and subcortical structures using a 3T scanner. Use of these techniques to resolve topographic maps of visual stimulation in the human superior colliculus (SC) is given as an example.

Hochauflösende Functional Magnetic Resonance Imaging Methods for Human Mittelhirn

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The Use of Magnetic Resonance Spectroscopy as a Tool for the Measurement of Bi-hemispheric Transcranial Electric Stimulation Effects on Primary Motor Cortex Metabolism

Transcranial direct current stimulation (tDCS) is a neuromodulation technique that has been increasingly used over the past decade in the treatment of neurological and psychiatric disorders such as stroke and depression. Yet, the mechanisms underlying its ability to modulate brain excitability to improve clinical symptoms remains poorly understood 33. To help improve this understanding, proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) can be used as it allows the in vivo quantification of brain metabolites such as &#947;-aminobutyric acid (GABA) and glutamate in a region-specific manner 41. In fact, a recent study demonstrated that 1H-MRS is indeed a powerful means to better understand the effects of tDCS on neurotransmitter concentration 34. This article aims to describe the complete protocol for combining tDCS (NeuroConn MR compatible stimulator) with 1H-MRS at 3 T using a MEGA-PRESS sequence. We will describe the impact of a protocol that has shown great promise for the treatment of motor dysfunctions after stroke, which consists of bilateral stimulation of primary motor cortices 27,30,31. Methodological factors to consider and possible modifications to the protocol are also discussed.

This article aims to describe a basic protocol for combining transcranial direct current stimulation (tDCS) with proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) measurements to investigate the effects of bilateral stimulation on primary motor cortex metabolism.

Die Verwendung von magnetischen Resonanzspektroskopie als Werkzeug für die Messung der Bi-hemisphärische transkranielle elektrische Stimulation Auswirkungen auf primären motorischen Kortex Metabolism

Transcranial direct current stimulation (tDCS) is a neuromodulation technique that has been increasingly used over the past decade in the treatment of ...

High-resolution In Vivo Manual Segmentation Protocol for Human Hippocampal Subfields Using 3T Magnetic Resonance Imaging

The human hippocampus has been broadly studied in the context of memory and normal brain function and its role in different neuropsychiatric disorders has been heavily studied. While many imaging studies treat the hippocampus as a single unitary neuroanatomical structure, it is, in fact, composed of several subfields that have a complex three-dimensional geometry. As such, it is known that these subfields perform specialized functions and are differentially affected through the course of different disease states. Magnetic resonance (MR) imaging can be used as a powerful tool to interrogate the morphology of the hippocampus and its subfields. Many groups use advanced imaging software and hardware (&#62;3T) to image the subfields; however this type of technology may not be readily available in most research and clinical imaging centers. To address this need, this manuscript provides a detailed step-by-step protocol for segmenting the full anterior-posterior length of the hippocampus and its subfields: cornu ammonis (CA) 1, CA2/CA3, CA4/dentate gyrus (DG), strata radiatum/lacunosum/moleculare (SR/SL/SM), and subiculum. This protocol has been applied to five subjects (3F, 2M; age 29-57, avg. 37). Protocol reliability is assessed by resegmenting either the right or left hippocampus of each subject and computing the overlap using the Dice&#39;s kappa metric. Mean Dice&#39;s kappa (range) across the five subjects are: whole hippocampus, 0.91 (0.90-0.92); CA1, 0.78 (0.77-0.79); CA2/CA3, 0.64 (0.56-0.73); CA4/dentate gyrus, 0.83 (0.81-0.85); strata radiatum/lacunosum/moleculare, 0.71 (0.68-0.73); and subiculum 0.75 (0.72-0.78). The segmentation protocol presented here provides other laboratories with a reliable method to study the hippocampus and hippocampal subfields in vivo using commonly available MR tools.

High-resolution In Vivo Manual Segmentation Protocol for Human Hippocampal Subfields Using 3T Magnetic Resonance Imaging

The goal of this manuscript is to study the hippocampus and hippocampal subfields using MRI. The manuscript describes a protocol for segmenting the hippocampus and five hippocampal substructures: cornu ammonis (CA) 1, CA2/CA3, CA4/dentate gyrus, strata radiatum/lacunosum/moleculare, and subiculum.

Hohe Auflösung<em&gt; In-vivo-</em&gt; Manuelle Segmentierung Protokoll für Menschen Hippocampus Teilfelder Verwenden von 3T Kernspintomographie

The human hippocampus has been broadly studied in the context of memory and normal brain function and its role in different neuropsychiatric disorders has ...

High-resolution Structural Magnetic Resonance Imaging of the Human Subcortex In Vivo and Postmortem

The focus of this study was to test the resolution limits of structural MRI of a postmortem brain compared to living human brains. The resolution of structural MRI in vivo is ultimately limited by physiological noise, including pulsation, respiration and head movement. Although imaging hardware continues to improve, it is still difficult to resolve structures on the millimeter scale. For example, the primary visual sensory pathways synapse at the lateral geniculate nucleus (LGN), a visual relay and control nucleus in the thalamus that normally is organized into six interleaved monocular layers. Neuroimaging studies have not been able to reliably distinguish these layers due their small size that are less than 1 mm thick.
The resolving limit of structural MRI, in a postmortem brain was tested using multiple images averaged over a long duration (~24 h). The purpose was to test whether it was possible to resolve the individual layers of the LGN in the absence of physiological noise. A proton density (PD)1 weighted pulse sequence was used with varying resolution and other parameters to determine the minimum number of images necessary to be registered and averaged to reliably distinguish the LGN and other subcortical regions. The results were also compared to images acquired in living human brains. In vivo subjects were scanned in order to determine the additional effects of physiological noise on the minimum number of PD scans needed to differentiate subcortical structures, useful in clinical applications.

High-resolution Structural Magnetic Resonance Imaging of the Human Subcortex In Vivo and Postmortem

Here we present a protocol to determine the minimum number images that needed to be registered and averaged to resolve subcortical structures and test whether the individual layers of the LGN could be resolved in the absence of physiological noise.

Hochauflösende Strukturkernspintomographie des menschlichen Subcortex<I&gt; In-vivo-</I&gt; Und Postmortem

The focus of this study was to test the resolution limits of structural MRI of a postmortem brain compared to living human brains. The resolution of ...

Utilizing 3D Printing Technology to Merge MRI with Histology: A Protocol for Brain Sectioning

Magnetic resonance imaging (MRI) allows for the delineation between normal and abnormal tissue on a macroscopic scale, sampling an entire tissue volume three-dimensionally. While MRI is an extremely sensitive tool for detecting tissue abnormalities, association of signal changes with an underlying pathological process is usually not straightforward. In the central nervous system, for example, inflammation, demyelination, axonal damage, gliosis, and neuronal death may all induce similar findings on MRI. As such, interpretation of MRI scans depends on the context, and radiological-histopathological correlation is therefore of the utmost importance. Unfortunately, traditional pathological sectioning of brain tissue is often imprecise and inconsistent, thus complicating the comparison between histology sections and MRI. This article presents novel methodology for accurately sectioning primate brain tissues and thus allowing precise matching between histology and MRI. The detailed protocol described in this article will assist investigators in applying this method, which relies on the creation of 3D printed brain slicers. Slightly modified, it can be easily implemented for brains of other species, including humans.

The overall goal of this protocol is to accurately align magnetic resonance imaging (MRI) image volumes with histology sections via the creation of customized 3D-printed brain holders and slicer boxes.

3D-Drucktechnologie Verwendung MRI mit Histologie fusionieren: Ein Protokoll für Hirn Sectioning

Magnetic resonance imaging (MRI) allows for the delineation between normal and abnormal tissue on a macroscopic scale, sampling an entire tissue volume ...

Evaluation of Bioenergetic Function in Cerebral Vascular Endothelial Cells

The integrity of the blood-brain-barrier (BBB) is critical to prevent brain injury. Cerebral vascular endothelial (CVE) cells are one of the cell types that comprise the BBB; these cells have a very high-energy demand, which requires optimal mitochondrial function. In the case of disease or injury, the mitochondrial function in these cells can be altered, resulting in disease or&#160;the opening of the BBB. In this manuscript, we introduce a method to measure mitochondrial function in CVE cells by using whole, intact cells and a bioanalyzer. A mito-stress assay is used to challenge the cells that have been perturbed, either physically or chemically, and evaluate their bioenergetic function. Additionally, this method also provides a useful way to screen new therapeutics that have direct effects on mitochondrial function. We have optimized the cell density necessary to yield oxygen consumption rates that allow for the calculation of a variety of mitochondrial parameters, including ATP production, maximal respiration, and spare capacity. We also show the sensitivity of the assay by demonstrating that the introduction of the&#160;microRNA, miR-34a, leads to a pronounced and detectable decrease in mitochondrial activity. While the data shown in this paper is optimized for the bEnd.3 cell line, we have also optimized the protocol for primary CVE cells, further suggesting the utility in preclinical and clinical models.

Endothelial cell mitochondria are critical to maintain blood-brain-barrier integrity. We introduce a protocol to measure bioenergetic function in cerebral vascular endothelial cells.

Auswertung der bioenergetischen Funktion in Cerebral Vascular Endothelial Cells

The integrity of the blood-brain-barrier (BBB) is critical to prevent brain injury. Cerebral vascular endothelial (CVE) cells are one of the cell types ...

Online Transcranial Magnetic Stimulation Protocol for Measuring Cortical Physiology Associated with Response Inhibition

We describe the development of a reproducible, child-friendly motor response inhibition task suitable for online Transcranial Magnetic Stimulation (TMS) characterization of primary motor cortex (M1) excitability and inhibition. Motor response inhibition prevents unwanted actions and is abnormal in several neuropsychiatric conditions. TMS is a non-invasive technology that can quantify M1 excitability and inhibition using single- and paired-pulse protocols and can be precisely timed to study cortical physiology with high temporal resolution. We modified the original Slater-Hammel (S-H) stop signal task to create a &#34;racecar&#34; version with TMS pulses time-locked to intra-trial events. This task is self-paced, with each trial initiating after a button push to move the racecar towards the 800 ms target. GO trials require a finger-lift to stop the racecar just before this target. Interspersed randomly are STOP trials (25%) during which the dynamically adjusted stop signal prompts subjects to prevent finger-lift. For GO trials, TMS pulses were delivered at 650 ms after trial onset; whereas, for STOP trials, the TMS pulses occurred 150 ms after the stop signal. The timings of the TMS pulses were decided based on electroencephalography (EEG) studies showing event-related changes in these time ranges during stop signal tasks. This task was studied in 3 blocks at two study sites (n=38) and we recorded behavioral performance and event-related motor-evoked potentials (MEP). Regression modelling was used to analyze MEP amplitudes using age as a covariate with multiple independent variables (sex, study site, block, TMS pulse condition [single- vs. paired-pulse], trial condition [GO, successful STOP, failed STOP]). The analysis showed that TMS pulse condition (p&#60;0.0001) and its interaction with trial condition (p=0.009) were significant. Future applications for this online S-H/TMS paradigm include the addition of simultaneous EEG acquisition to measure TMS-evoked EEG potentials. A potential limitation is that in children, the TMS pulse sound could&#160;affect behavioral task performance.

We describe an experimental procedure to quantify excitability and inhibition of primary motor cortex during a motor response inhibition task by using Transcranial Magnetic Stimulation throughout the course of a Stop Signal Task.

Online-transkranielle Magnetstimulation Protokoll zur Messung der kortikalen Physiologie Reaktion Hemmung zugeordnet

We describe the development of a reproducible, child-friendly motor response inhibition task suitable for online Transcranial Magnetic Stimulation (TMS) ...

Diffusion Tensor Magnetic Resonance Imaging in Chronic Spinal Cord Compression

Chronic spinal cord compression is the most common cause of spinal cord impairment in patients with nontraumatic spinal cord damage. Conventional magnetic resonance imaging (MRI) plays an important role in both confirming the diagnosis and evaluating the degree of compression. However, the anatomical detail provided by conventional MRI is not sufficient to accurately estimate neuronal damage and/or assess the possibility of neuronal recovery in chronic spinal cord compression patients. In contrast, diffusion tensor imaging (DTI) can provide quantitative results according to the detection of water molecule diffusion in tissues. In the present study, we develop a methodological framework to illustrate the application of DTI in chronic spinal cord compression disease. DTI fractional anisotropy (FA), apparent diffusion coefficients (ADCs), and eigenvector values are useful for visualizing microstructural pathological changes in the spinal cord. Decreased FA and increases in ADCs and eigenvector values were observed in chronic spinal cord compression patients compared to healthy controls. DTI could help surgeons understand spinal cord injury severity and provide important information regarding prognosis and neural functional recovery. In conclusion, this protocol provides a sensitive, detailed, and noninvasive tool to evaluate spinal cord compression.

Here, we present a protocol for the application of diffusion tensor imaging parameters to evaluate spinal cord compression.

Diffusion Tensor Magnetresonanztomographie bei chronischer WirbelsäulenkorrekUnterdrückung

Chronic spinal cord compression is the most common cause of spinal cord impairment in patients with nontraumatic spinal cord damage. Conventional magnetic ...