BLM נמען של ד ר EPSRC studentship, קיבלה מענק נסיעות ל אוניברסיטת מזרח פינלנד של בית הספר ניסיוני לפסיכולוגיה, אוניברסיטת בריסטול. MJK ממומן על ידי אליזבת בלקוול המכון ועל ידי קרן סיוע אסטרטגי בינלאומי טרסט [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ, OHJG ממומנות על ידי האקדמיה של פינלנד, UEF-מוח אסטרטגי מימון של אוניברסיטת מזרח פינלנד ועל ידי Biocenter פינלנד. העבודה נתמכה על ידי דאנהיל רפואי הקרן [גרנט מספר R385/1114].

ההליכים בבעלי חיים היו שנערך בהתאם להנחיות 86/609/EEC דירקטיבות אירופאיות של מועצת הקהילה ואושרו על ידי חיה על עצמך ועל שימוש הוועדה האוניברסיטה של מזרח פינלנד, קופיו, פינלנד-
 1. מודל בעלי חיים <ol><li>Anesthetize זכר Wistar חולדות במשקל של 300-400 גרם עם איזופלוריין N 2 /O 2 זרימת (70/30%) דרך facemask משך זמן הפעולה וניסויים MRI. לגרום הרדמה בשכונה מאוורר. לשמור על רמות איזופלוריין בין 1.5 ל- 2.4%-
	<ol><li>צג עומק ההרדמה במהלך בדיקת MRI לנשום תדירות באמצעות כרית פנאומטית תחת הגוף. חוסר תגובה לצבוט רפלקס היא נלקחה כסימן של עומק מספיק עבור ניתוח בהרדמה. שימוש איזופלוריין נבלות המצורפת מגנט נשא.</li>
	</ol></li> <li>סגר קבוע עורק המוח התיכון בצע (MCAO) כדי לגרום שבץ איסכמי מוקד. להשתמש במודל חוט intraluminal עבור MCAO ולבצע את הפעולה על פי שיטות שניתנו על ידי Longa. et al. 22. <ol><li>לעזוב את החוט occluding (נימה monofil מחוסמת סיליקון-PTFE, קוטר 0.22 מ מ) במקום משך זמן הניסוי MRI.</li>
	</ol></li> <li>לנתח הגזים והסריקה ו- pH באמצעות מנתח דם.
	<ol><li>במהלך ה MRI, הצג קצב הנשימה עם כרית פנאומטית שמונח מתחת את הגוף ואת הטמפרטורה פי הטבעת באמצעות מערכת ניטור טמפרטורה רקטלית. לשמור על טמפרטורת קרוב 37 ° C באמצעות מים חימום כרית תחת הטורסו.</li>
		<li>מיד לאחר MCAO, מאובטח העכברוש בטעינה במרכז של המגנט נשא באמצעות בעל ראש עכברוש. הכנס 2 מ ל תמיסת intraperitoneally לפני העברת החולדות לתוך המגנט נשא.</li>
	</ol></li></ol> 2. MRI <ol><li>MRI לרכוש נתונים באמצעות 9.4T / 31 ס מ (עם הוספת צבע 12 ס מ) אופקי מגנט לממשק למסוף מצויד עם המשדר באופן פעיל decoupled נפח לינארית, quadrature מקלט סליל זוג.</li>
	<li>סרוק כל עכברוש להודעה h עד 5 MCAO. במרווחים לפי שעה (60, 120, 180, 240 דקות פוסט MCAO), לרכוש 12 congruently שנדגמו (לפער-פרוסה 0.5 מ מ, עובי הפרוסה = 1 מ"מ, שדה ראייה = 2.56 ס"מ על 2.56 ס"מ) פרוסות הילתית של המעקב של טנזור דיפוזיה (2.2.1.), (2 T קאר-פורסל-Meiboom-גיל 2.2.2.) זווית נמוכה מהר ירה T 1 (2.2.3.)-
	<ol><li>קבל עקבות הדימויים טנזור דיפוזיה (D av = 1/3 מעקב [ד]) עם שלושה מעברי צבע דו-קוטבית לאורך כל ציר (משך הזמן של מעבר הצבע דיפוזיה = 5 אלפיות השנייה, הפעם דיפוזיה = 15 ms) ואת ערכי-b 3 (0, 400 ו- 1400 מ"מ/s-2 s), איפה, Δ = 15 ms, &#8706; = 5 מילי-שניות, הד הזמן (TE) = 36 ms, זמן החזרה (TR) = 4000 ms וזמן רכישה = מינימלית 7.36</li>
		<li>להשיג את הרצף 2 T קאר-פורסל-Meiboom-גיל עם 12 הדים על כימות 2 T, איפה אקו ריווח = 10 ms, TR = 2000 ms ורכישת זמן = מינימלית 4.20</li>
		<li>להשיג את מהר נמוך זווית ירייה (פלאש) עבור T 1, שבו הזמן של היפוך הרצף פלאש הראשון (T 10) הוא 7.58 ms, עם גידול של 600 ms של היפוכים 10 עד 5407.58 ms, TR = 5.5 ms, הזמן בין היפוך פולסים (T להירגע ) = זמן s ורכישת 10 = מינימלית 8.20</li>
	</ol></li></ol> 3. לעיבוד תמונה <ol><li>חישוב של relaxometry ו- ADC מפות: לחשב qT 2, qT 1 ו ADC המפות באמצעות פונקציות Matlab המופיע באתר אוניברסיטת בריסטול [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], עבור אשר הקלט הוא נתיב קובץ למיקום של הנתונים MRI.
	<ol><li>עבור T 2 נתונים, החל המינג סינון ב- k-שטח לפני שחזור של תמונות (או בתחום התמונה על ידי קונבולוציה, עם תוצאות שוות ערך אבל שהמפתחות פחות יעילה). לחשב qT 2 מפות של לוגריתם של כל סדרה זמן ופתרון על מבחינת voxel בסיס מאת שיטת הריבועים הפחותים (התאמה bi-מעריכית יכול להתבצע גם נרקב 2 T, אבל voxel מבחינת בדיקות F-בדיקות חשף את voxels בתוך התמונה שעבורם פרמטרים נוספים ניתן להצדקה).</li>
		<li>עבור T 1 נתונים, החל המינג סינון ב- k-שטח לפני שחזור של תמונות. לבצע T 1 מתאים על פי שיטות ניתנה התייחסות 23. כדי להתמודד עם הבעיה של השלט לא ידוע (עקב השימוש של גודל תמונות), הנקודה הנמוכה ביותר-עוצמת עשוי להיות לא נכלל או ההערכה במהלך התאמה עם תוצאות דומות.</li>
		<li>לנתונים משוקלל דיפוזיה, להחיל המינג סינון על-ידי קונבולוציה בתחום התמונה (זה יותר ישירה בשל המסלול k מקוטע-שטח). מתאים ADC מפות בשיטת 13.</li>
	</ol></li> <li>זיהוי של רקמות איסכמי <ol><li>לזהות רקמת איסכמי בתמונות av הדדיים D (1/יח av) כמו זה מספק מלשקף לזיהוי הנגע. כדי ליצור אמצעי אחסון איסכמי עניין (VOI), מגדירים רקמות איסכמי voxels עם ערכים אחד החציוני מוחלטת סטיית מעל הערך החציוני של ההתפלגות כולה-מוח 1/יח av. כדי לזהות אזורים הומולוגיים בחצי הכדור הצפוני-איסכמי, משקפים את VOI איסכמי סביב הציר האנכי. כוונן באופן ידני את VOIs-איסכמי להימנע כולל voxels המכיל נוזל מוחי שדרתי.</li>
		<li>על מנת לקבוע את היחס של qT 1 ו- qT 2 עם הזמן פוסט MCAO, העכברוש בכל נקודת זמן, לטעון את VOIs איסכמי ואיסכמי אל qT 1 ו- qT 2 מפות. לחלץ פעמים הרפיה רשע ולחשב את ההפרש באחוזים qT 1 ו- qT 2 בין ההמיספרות (ΔT 1, ΔT 2) באמצעות המשוואה הבאה: < img alt = "משוואה" src = "/ קבצים/ftp_ upload/55277/55277eq1.jpg"/ > איפה T x הוא פרמטר שבחרת, qT 1 או qT 2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> מתייחסת רעה בזמן רגיעה של הקול איסכמי, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> בזמן רגיעה רשע בהקול הלא-איסכמי. הקול-איסכמי אמור לשמש כך כל עכברוש משמש את שליטתה.</li>
		<li>השתמש הקריטריונים הבאים כדי לזהות voxels עם qT מוגברות 1 ו- qT 2: כל voxels בתוך הקול איסכמי עם הרפיה פעמים חריגה בזמן רגיעה החציוני של qT 1 או 2 qT הזרעון VOI הלא-איסכמי לפי יותר רוחב חצי מקסימום חצי (HWMH). קריטריונים אלה מתכוון הרפיה פעמים חייב להיות בהאחוזון ה 95 ומעלה כדי להיות מסווגים &#39; גבוהה &#39;. השימוש בזמן רגיעה החציוני של הקול הלא-איסכמי מאפשר כל עכברוש לשמש את שליטתה.</li>
		<li>לדמיין את התפוצה המרחבית של שינויים בזמן רגיעה בתוך אזורים של דיפוזיה ירד, לזהות, צבע voxels קוד עם qT מוגברות 1 או qT 2, כמו גם voxels עם שניהם גבוהות qT 1 ו- qT 2 כינה &#39; qT 1 ו- qT 2 חופפים &#39;.</li>
		<li>כדי לקבוע את גודלו של הנגע לפי qT 1 ו- qT 2, לחשב את f פרמטר (כפי שהוצגו על ידי האביר. et al. 18) מנתוני MRI רכשה עבור כל עכברוש וכל הזמן-נקודה. f 1 ו- f 2 represent המספר של voxels עם qT גבוהה 1 או qT 2 (בהתאמה) כאחוז מגודלו של הקול איסכמי.
		<ol><li>השתמש בהבא המשוואה לחישוב f 1 ו- f 2: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> בו <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> מתייחס בזמן רגיעה (qT 1 או qT 2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" /> מתייחס למספר של &#39; גבוהה &#39; voxels בזמן רגיעה בתוך הקול איסכמי, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> הוא המספר &#39; נמוך &#39; voxels בזמן רגיעה בתוך הקול איסכמי, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, המספר הכולל של voxels בתוך הקול איסכמי. קריטריונים לזיהוי voxels עם qT מוגברות 1 ו- qT 2 מתוארים בסעיף 3.2.3. &#39; דל &#39; voxels הן voxels עם הרפיה פעמים פחות מאשר qT חציון 1 או qT 2 של הקול הלא-איסכמי על ידי אחד HWHM. החיסור של <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> מאפשר ירידות בתקופות רגיעה עקב איסכמיה או פתולוגיות אחרות 17.</li> <li>לקבוע את מידת &#39; qT 1 ו- qT 2 חפיפה &#39; על-ידי חישוב הנפח של חופפים qT מוגברות 1 ו- qT 2 כאחוז של אמצעי אחסון כל המוח, בזאת המכונה &#39; V חופפים &#39;. להשתמש במשוואה הבאה: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> , <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" /> מתייחס למספר של voxels בתוך הקול איסכמי עם שניהם &#39; גבוהה &#39; qT 1 ו &#39; גבוהה &#39; qT 2 ו- <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> מייצג את המספר הכולל של voxels במוח כל עכברוש. לקבוע את מספר voxels במוח חולדה על-ידי יצירת באופן ידני VOI סביב כל המוח במפות relaxometry 2 qT.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. אימות של הנגע איסכמי עם Triphenyletrazolium כלוריד (TTC) <ol><li>מיד אחרי עריפת ראש, בזהירות לחלץ המוח עכברוש של הגולגולת. השלם הליך זה בתוך 10 דקות מהפעם העכברוש היה ערף.</li>
	<li>מאגר המוחות בכל פוספט 0.01 M בקירור buffered תמיסת מלח (PBS) לפני שימוש במטריצה מבצעה המוח חולדה על סעיף המוח לפרוסות טורי 1 בעובי mm הילתית.</li>
	<li>לאחר חלוקתה, דגירה כל פרוסה המוח ב- PBS 20 מ"ל המכיל TTC ב 37 מעלות צלזיוס למשך 30 דקות בחושך, כפי שהומלץ ב- 24. למרות הריכוז TTC 1% קבילה, להשתמש 0.5% עבור חדות משופרת.
	<ol><li>לכסות את המכולות של הסעיפים בנייר כדי להסתיר את זה.</li>
	</ol></li> <li>לאחר דגירה, להסיר את הפתרון TTC באמצעות פיפטה ולשטוף פרוסות שלושה שינויים ל- PBS.</li>
	<li>מיד לצלם פרוסות באמצעות מיקרוסקופ אור רגיל ומצלמה דיגיטלית-</li>
</ol> 5. ניתוח סטטיסטי <ol><li>לבצע ניתוח סטטיסטי באמצעות Matlab ותוכנות סטטיסטיות.</li>
	<li>קביעת הקשר של מר פרמטרים עם הזמן <ol><li>פירסון בצע &#39; s מתאמים על עכברוש במאגר נתונים כדי לקבוע את היחס של ΔT 1, ΔT 2, f 1 ו- f 2, V לחפוף עם הזמן פוסט MCAO.</li>
		<li>עבור פרמטרים המציגים הקשר הליניארי משמעותי (p &#60; 0.05), לבצע רגרסיה ליניארית מרובע לפחות כדי לקבוע אם ניתן לחזות בפעם התפרצות שבץ מוחי על ידי לכימות הפרמטר של עניין. השתמש השגיאה שורש ממוצע הריבועים (RMSE) כדי להעריך את הדיוק של הערכות זמן תחילת.</li>
	</ol></li> <li>כימות של גודל הנגע <ol><li>כדי להשוות גדלים הנגע על פי פרמטרים שונים qMRI, התנהגות חד-כיווני הקשורים ANOVAs פישר &#39; s הפחות משמעותי ההבדל פוסט-הוק על המספר הממוצע של voxels ב הקול איסכמי, המספר הממוצע של voxels עם qT גבוהה 1 ו- qT 2. ההבדלים נחשבים משמעותיים ב- p &#60; 0.05. אם לא מתקיימים sphericity הנחות לכל מוקלי &#39; s sphericity בדיקה, הנכון דרגות חופש של משמעות ערכים על-פי הערכות חממה Geisser.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol>
	<li>Siesj&#246;, B. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanisms+of+ischemic+brain+damage.">Mechanisms of ischemic brain damage.</a> Crit. Care Med. 16, 954-963 (1988).</li><li>Astrup, J., Siesj&#246;, B. K., Symon, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Thresholds+in+cerebral+ischemia:+the+ischemic+penumbra.">Thresholds in cerebral ischemia: the ischemic penumbra.</a> Stroke. 12, 723-725 (1981).</li><li>Hacke, W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Association+of+outcome+with+early+stroke+treatment:+pooled+analysis+of+ATLANTIS,+ECASS,+and+NINDS+rt-PA+stroke+trials.">Association of outcome with early stroke treatment: pooled analysis of ATLANTIS, ECASS, and NINDS rt-PA stroke trials.</a> Lancet. 363, 768-774 (2004).</li><li>Rudd, A. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stroke+thrombolysis+in+England,+Wales+and+Northern+Ireland:+how+much+do+we+do+and+how+much+do+we+need?.">Stroke thrombolysis in England, Wales and Northern Ireland: how much do we do and how much do we need?.</a> J Neurol Neurosurg Psychiatry. 82, 14-19 (2011).</li><li>George, M. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Paul+Coverdell+National+Acute+Stroke+Registry+Surveillance+-+four+states,+2005-2007.">Paul Coverdell National Acute Stroke Registry Surveillance - four states, 2005-2007.</a> MMWR Surveill Summ. 58, 1-23 (2009).</li><li>Kauppinen, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Multiparametric+magnetic+resonance+imaging+of+acute+experimental+brain+ischemia.">Multiparametric magnetic resonance imaging of acute experimental brain ischemia.</a> Prog NMR Spectr. 80, 12-25 (2014).</li><li>Moseley, M. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Early+detection+of+regional+cerebral+ischemia+in+cats:+comparison+of+diffusion+and+T2-weighted+MRI+and+spectroscopy.">Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion and T2-weighted MRI and spectroscopy.</a> Magn Reson Med. 14, 330-346 (1990).</li><li>Kettunen, M. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Interrelations+of+T(1)+and+diffusion+of+water+in+acute+cerebral+ischemia+of+the+rat.">Interrelations of T(1) and diffusion of water in acute cerebral ischemia of the rat.</a> Magn Reson Med. 44, 833-839 (2000).</li><li>Wintermark, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acute+stroke+imaging+research+roadmap.">Acute stroke imaging research roadmap.</a> Stroke. 39, 1621-1628 (2008).</li><li>Knight, R. A., Dereski, M. O., Helpern, J. A., Ordidge, R. J., Chopp, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+resonance+imaging+assessment+of+evolving+focal+cerebral+ischemia.+Comparison+with+histopathology+in+rats.">Magnetic resonance imaging assessment of evolving focal cerebral ischemia. Comparison with histopathology in rats.</a> Stroke. 25, 1252-1261 (1994).</li><li>Madai, V. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=DWI+intensity+values+predict+FLAIR+lesions+in+acute+ischemic+stroke.">DWI intensity values predict FLAIR lesions in acute ischemic stroke.</a> PLoS One. 9, e92295 (2014).</li><li>Siemonsen, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Quantitative+T2+values+predict+time+from+symptom+onset+in+acute+stroke+patients.">Quantitative T2 values predict time from symptom onset in acute stroke patients.</a> Stroke. 40, 1612-1616 (2009).</li><li>Jokivarsi, K. T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Estimation+of+the+onset+time+of+cerebral+ischemia+using+T1+and+T2+MRI+in+rats.">Estimation of the onset time of cerebral ischemia using T1 and T2 MRI in rats.</a> Stroke. 41, 2335-2340 (2010).</li><li>Rogers, H. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Timing+the+ischemic+stroke+by+1H-MRI:+Improved+accuracy+using+absolute+relaxation+times+over+signal+intensities.">Timing the ischemic stroke by 1H-MRI: Improved accuracy using absolute relaxation times over signal intensities.</a> NeuroReport. 25, 1180-1185 (2014).</li><li>McGarry, B. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stroke+onset+time+estimation+from+multispectral+quantitative+magnetic+resonance+imaging+in+a+rat+model+of+focal+permanent+cerebral+ischemia.">Stroke onset time estimation from multispectral quantitative magnetic resonance imaging in a rat model of focal permanent cerebral ischemia.</a> Int J Stroke. , (2016).</li><li>Calamante, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Early+changes+in+water+diffusion,+perfusion,+T1,+and+T2+during+focal+cerebral+ischemia+in+the+rat+studied+at+8.5+T.">Early changes in water diffusion, perfusion, T1, and T2 during focal cerebral ischemia in the rat studied at 8.5 T.</a> Magn Reson Med. 41, 479-485 (1999).</li><li>Gr&#246;hn, O. H. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Graded+reduction+of+cerebral+blood+flow+in+rat+as+detected+by+the+nuclear+magnetic+resonance+relaxation+time+T2:+A+theoretical+and+experimental+approach.">Graded reduction of cerebral blood flow in rat as detected by the nuclear magnetic resonance relaxation time T2: A theoretical and experimental approach.</a> J Cereb Blood Flow Metab. 20, 316-326 (2000).</li><li>Knight, M. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+spatiotemporal+theory+for+MRI+T2+relaxation+time+and+apparent+diffusion+coefficient+in+the+brain+during+acute+ischemia:+Application+and+validation+in+a+rat+acute+stroke+model.">A spatiotemporal theory for MRI T2 relaxation time and apparent diffusion coefficient in the brain during acute ischemia: Application and validation in a rat acute stroke model.</a> J Cereb Blood Flow Metab. 36, 1232-1243 (2016).</li><li>Thomalla, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=DWI-FLAIR+mismatch+for+the+identification+of+patients+with+acute+ischaemic+stroke+within+4·5+h+of+symptom+onset+(PRE-FLAIR):+a+multicentre+observational+study.">DWI-FLAIR mismatch for the identification of patients with acute ischaemic stroke within 4·5 h of symptom onset (PRE-FLAIR): a multicentre observational study.</a> Lancet Neurol. 10, 978-986 (2011).</li><li>Petkova, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=MR+imaging+helps+predict+time+from+symptom+onset+in+patients+with+acute+stroke:+implications+for+patients+with+unknown+onset+time.">MR imaging helps predict time from symptom onset in patients with acute stroke: implications for patients with unknown onset time.</a> Radiology. 257, 782-792 (2010).</li><li>Hoehn-Berlage, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Evolution+of+regional+changes+in+apparent+diffusion+coefficient+during+focal+ischemia+of+rat+brain:+the+relationship+of+quantitative+diffusion+NMR+imaging+to+reduction+in+cerebral+blood+flow+and+metabolic+disturbances.">Evolution of regional changes in apparent diffusion coefficient during focal ischemia of rat brain: the relationship of quantitative diffusion NMR imaging to reduction in cerebral blood flow and metabolic disturbances.</a> J. Cereb. Blood Flow Metab. 15, 1002-1011 (1995).</li><li>Longa, E. Z., Weinstein, P. R., Carlson, S., Cummins, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reversible+middle+cerebral+artery+occlusion+without+craniectomy+in+rats.">Reversible middle cerebral artery occlusion without craniectomy in rats.</a> Stroke. 20, 84-91 (1989).</li><li>Nekolla, S., Gneiting, T., Syha, J., Deichmann, R., Haase, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=T1+maps+by+K-space+reduced+snapshot-FLASH+MRI.">T1 maps by K-space reduced snapshot-FLASH MRI.</a> J Comput Assist Tomogr. 16, 327-332 (1992).</li><li>Joshi, C. N., Jain, S. K., Murthy, P. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+optimized+triphenyltetrazolium+chloride+method+for+identification+of+cerebral+infarcts.">An optimized triphenyltetrazolium chloride method for identification of cerebral infarcts.</a> Brain Res Brain Res Protoc. 13, 11-17 (2004).</li><li>McGarry, B. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Determining+stroke+onset+time+using+quantitative+MRI:+High+accuracy,+sensitivity+and+specificity+obtained+from+magnetic+resonance+relaxation+times.">Determining stroke onset time using quantitative MRI: High accuracy, sensitivity and specificity obtained from magnetic resonance relaxation times.</a> Cerebrovasc Dis Extra 6. 6, 60-65 (2016).</li><li>Fiehler, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Severe+ADC+decreases+do+not+predict+irreversible+tissue+damage+in+humans.">Severe ADC decreases do not predict irreversible tissue damage in humans.</a> Stroke. 33, 79-86 (2002).</li><li>Lestro Henriques, I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Intralesional+Patterns+of+MRI+ADC+Maps+Predict+Outcome+in+Experimental+Stroke.">Intralesional Patterns of MRI ADC Maps Predict Outcome in Experimental Stroke.</a> Cerebrovasc Dis. 39, 293-301 (2015).</li><li>Kettunen, M. I., Gr&#246;hn, O. H. J., Silvennoinen, M. J., Penttonen, M., Kauppinen, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Quantitative+assessment+of+the+balance+between+oxygen+delivery+and+consumption+in+the+rat+brain+after+transient+ischemia+with+T2-BOLD+magnetic+resonance+imaging.">Quantitative assessment of the balance between oxygen delivery and consumption in the rat brain after transient ischemia with T2-BOLD magnetic resonance imaging.</a> J Ceber Blood Flow Metab. 22 (3), 262-270 (2002).</li></ol>

המחברים אין לחשוף.

בפרוטוקול הנוכחי עבור הערכה של קו זמן תחילת בחולדות משתמש כמותיים דיפוזיה, בזמן רגיעה MRI נתונים במקום האות עוצמות בהתאמה משוקלל מר חדות תמונות19. ראיות האחרונות מצביע על ביצועים נחותים של התמונה עוצמות באומדן קו תחילת הזמן 14,25. בהנגע 'דיפוזיה-חיובית' קו פרוטוקול MRI שלנו מספק קו פעמים התחלתה של qT1 ו- qT2 MRI נתונים עם דיוק של חצי שעה בערך. זה כי המגמה הכללית qT2 נתונים outperforms של qT1. למידת הדיוק לקביעת זמן תחילת מתקבל מאמצעי האחסון של qT מוגברות חופפים1 ו- qT2 (Vחופפים).
התמונות באיור 1 להדגים את זה בזמן מקדם דיפוזיה מופחתת מופיע במקום מדים, אזורים עם qT חריג1 ו- qT2 heterogeneously פזורים בתוך הנגע איסכמי. ממצא זה תואם את התצפיות הקודמות, והוא ככל הנראה בגלל רגישויות שונות של פרמטרים אלה qMRI לשינויים הקשורים pathophysiological הנגרמת על ידי איסכמיה 6. הדבר מצביע על פרמטרים qMRI עשוי להיות אינפורמטיבי של רקמות מצב ותומך המושגים DWI יתר הערכות נזק איסכמי 26. אכן, הנקודות האחרונות עדויות פרה לכיוון הטרוגניות של נזק איסכמי בתוך דיפוזיה מוגדר נגעים 27. לפיכך, השילוב של דיפוזיה, qT1 ו- qT2 פוטנציאל מספק מידע על קו תחילת הזמן ורקמות מצב, אשר שניהם שימושיים קלינית טיפול ההחלטות לגבי חולים עם תחילת לא ידוע.
Vחופפים ו f2 נתן את הערכות מדויקות ביותר של קו תחילת זמן. היתרון של לכימות הרפיה פעמים הוא כי בניגוד עוצמות האות הם רגישות לווריאציות הגלום הנגרמת על ידי גורמים טכניים כגון שדה מגנטי inhomogeneities ופרוטון צפיפות 6, כולל השדה המגנטי הצפויות וריאציה בתוך הנגע איסכמי 18. צמצום אי ודאות המשויך בפעם התפרצות הערכות של qT1 ו- f1 הם כנראה עקב התגובה דו-phasic הנ של qT1 איסכמיה, אשר תורמת המדרון רדוד של qT תלויי-זמן1 שנה 8,15,16. הנתונים MRI המוצגת (איור 2) הם בהתאם הקודם עובד 13,14, כי הקורסים זמן בזמן רגיעה הבדלים בין המוח-איסכמי איסכמי, contralateral הם במידה מספקת מתוארת על ידי פונקציות קוויות. זה, עם זאת, חשוב לציין כי השינויים hydrodynamic underpinning עקב איסכמיה אינם ליניארית 1,18.
פרוטוקול MRI הנוכחי עבור קו הזמן הוא הפגין בחולדות נתון קבוע איסכמיה באמצעות הליך Longa et al. 22. מניסיוננו, ואח Longa ההליך נכשל כדי לגרום MCAO % 10-20 של חולדות, עם זאת, כפי ADC משמש לאימות הנוכחות של איסכמיה, הניסויים יכולה להיפסק בטרם עת. כשל לזירוז MCAO לעתים קרובות בשל חוט occluder לא מושלם. גורם נוסף וכתוצאה מכך כשלים ניסיוני הוא MCAO הוא הליך קשה גרימת מוות של עד 20% של חולדות במהלך מפגש MRI ממושך.
פרוטוקול עיתוי תחילת קו חל רק על איסכמיה קבוע. בעכברוש איסכמיה מוקד עם פגיעה reperfusion, היחסים בין Dav ו- qT1 או qT2 מביצועם Dav משחזרת, אבל אולי לא בשביל qT1 ו- qT2 בהתאם משך איסכמיה לפני פגיעה reperfusion 8,28. בנוסף, האבולוציה של נזק איסכמי הוא עשוי להיות משתנה יותר בחולי שבץ בשל הבדלים אינדיבידואליים של גורמים המשפיעים על microcirculation כגון גיל, שותף morbidities (למשל, סוכרת, יתר לחץ דם, מחלות לב). גורמים אלה תשפיע באופן בלתי נמנע את התלות בזמן של f1, f2 ו- Vחופפים משיכות האנושי, ולכן דורש חקירה בהגדרות קליניים.
לסיכום, הפרמטרים qMRI מספקים הערכות של קו תחילת הזמן. Vחופפים ו f2 לספק את הערכות מדויקות ביותר, עשוי גם להיות אינפורמטיבי של מצב הרקמות. qMRI ולכן יכול להיות מועיל קלינית מבחינת סיוע החלטות לטיפול בחולים בפעם התפרצות לא ידוע. בעיה להיחשב כאן היא כי היחס ללבן-האפורים במוח עכברוש הוא הרבה יותר גבוה מאשר אצל בני אדם, הידרודינמיקה אלו סוגים של רקמות המוח עשוי להשתנות 18. למרות זאת, להמשך החקירה לתוך התלות בזמן של f2, Vחופפים , qT2 בחולים היפר קו חריפה היא מוצדקת.

רקמת המוח פגיע במיוחד איסכמיה בשל התלות הגבוהה של זרחון חמצוני סינתזת ATP, עתודות אנרגיה מוגבלת. איסכמיה גורמת שינויים עדינים של יונית תלוית זמן בחללים תאיים, חוץ-תאית להוביל הפצה של בריכות מים במוח, בשחרור של נוירוטרנסמיטרים excitotoxic ובסופו של דבר חניכה של תהליכי 1. במוקד איסכמיה, נזק לרקמות מתפשט מעבר הגרעין הראשוני אם זרימת הדם לא ישוחזר בתוך מסוימים מסגרת הזמן 2. שעת תחילת העבודות נחשב כיום לאחד הקריטריונים המרכזיים בקבלת החלטות קליניות עבור pharmacotherapy של שבץ איסכמי, לרבות recanalization על ידי סוכנים thrombolytic 3. כתוצאה מכך, חולים רבים נמצאים באופן אוטומטי מושעים. טיפול thrombolytic עקב בפעם התפרצות סימפטום לא ידוע, בשל הקו המתרחשים במהלך השינה ('קו השכמה'), חוסר העד, או להיות מודעים לסימפטומים 4,5. הליך זה קובע את הזמן של תחילת העבודות ולכן נדרש כך לחולים כאלה עשויים להיחשב עבור thrombolysis.
MRI הגששים מים בתוך vivo. הדינמיקה של אשר הן קשות מוטרד על ידי אנרגיה איסכמי אקוטי כשל 6. בעיקר, הרגעים הראשונים של איסכמיה עקב כשל אנרגיה 7מופחת פעפוע של מים נשלטת על ידי translational (תרמית) תנועה של מולקולות המים. בתורו התוצאה אנאוקסיים דפולריזציה של תאים עצביים 8. דיפוזיה MRI (DWI) הפך להיות תקן הזהב מודאליות הדמיה אבחון שבץ חריפה 9. האות DWI מגדיל במהירות בתגובה איסכמיה ומאפשר רקמות איסכמי להיות מזוהה אך אינם מראים כל הזמן-תלות במהלך בשעות הראשונות של שבץ איסכמי 10. באופן דומה, מדדים כמותיים של דיפוזיה מים כגון מקדם דיפוזיה נראית לעין (ADC) או את עקבות טנזור דיפוזיה (Dav) ירידה במהירות בתוך הרקמה איסכמי, אבל להראות שום קשר עם הזמן בין תחילת העבודות המוחי בעלי חיים מודלים 10 וחולים 11.
פרמטרים הרפיה MRI (qMRI) כמותית, qT1, qT2 ו- qT1ρ, נשלטים על ידי תנועה סיבובית, ההחלפה של אטומי המימן של המים, להציג שינויים תלויי-זמן מורכבים בעקבות parenchyma מוח איסכמי אנרגיה כשל 6. שינויים כאלה תלויי-זמן מופעל קו בפעם התפרצות להערכה חולים 12 , מודלים חייתיים של איסכמיה 13,14,15. המוחי מוקד עכברוש, qT1ρ מגביר באופן כמעט מיידי לאחר תחילת איסכמיה וממשיך באופן ליניארי לפחות 6 שעות 13,14. qT1 הרפיה פעמים גם להגדיל באופן תלוי-זמן בתוך רקמת מוח איסכמי, אשר יכול להיות מתואר על ידי שני קבועי זמן: השלב הראשוני מהיר בעקבות שלב איטי שנמשך שעות 8,16. בשל עלייה זו biphasic, השימוש של qT1 בתזמון הקו עשוי להיות מסובך יותר של qT1ρ MRI 15. qT2 הרפיה פעמים גם להראות שינוי דו-phasic המוחי מוקד עכברוש, לפיה שם הוא ראשי תיבות קיצור בתוך השעה הראשונה, ואחריה גידול לינארי עם הזמן 13. לקיצור הראשונית יכולה להיות מוסברת על ידי שני גורמים פועל במקביל כולל: (i) הצטברות של deoxyhemoglobin וכתוצאה מכך מה שמכונה 'סוג דם חמצון רמת התלויים אפקט' ו (ii), המשמרת של חוץ-תאי מים לתוך שטח תאיים 17,18. הגידול תלויי-זמן ב- qT2 הוא ככל הנראה בגלל ציטוטוקסיות ו/או בצקת vasogenic עם פירוט עוקבות של תאיים macromolecular מבני 18. QT1ρ והן qT2 נתונים מספקים הערכות מדויקות של קו זמן תחילת במודלים פרה 14. qT2 12 ו- T2-אות משוקלל עוצמות 19,20 גם נוצלה על קו תחילת זמן להערכת בהגדרות קליניים.
בנוסף hemispheric הבדלים כמותיים פעמים הרפיה, התפוצה המרחבית של מוגברות פעמים רגיעה בתוך אזור איסכמי לשמש גם כתחליף עבור קו תחילת הזמן 14. עכברוש דגמים של שבץ, אזורים עם qT גבוהות1ρ, qT2 ו- qT1 הרפיה פעמים הם בתחילה קטן יותר פעפוע שהוגדרו איסכמי הנגע אבל להגדיל עם הזמן 14,15, 21. ומכאן כימות של התפלגות מרחבית מוגברות פעמים הרפיה כאחוז מגודלו של הנגע איסכמי מאפשר גם קו תחילת זמן משוער 14,15. כאן, אנו מתארים את פרוטוקול כדי לקבוע קו זמן תחילת במודל של עכברים של קו באמצעות פרמטרים qMRI.

<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 מספקת כלי הדמיה רגיש וספציפי כדי לזהות שבץ איסכמי אקוטי באמצעות מקדם דיפוזיה מופחתת של מים במוח. במודל של עכברים של שבץ איסכמי, להגדיל את ההבדלים T כמותי1 ו- T פי של הרפיה2 MRI (qT1 ו- qT2) בין הנגע איסכמי (המותווית על ידי דיפוזיה נמוך) והצד שאינו-איסכמי contralateral עם הזמן בין תחילת העבודות. התלות בזמן של MRI בזמן רגיעה ההבדלים בשיטה יוריסטית מתואר על ידי פונקציה קווית, ובכך מספק הערכה פשוטה של קו תחילת הזמן. בנוסף, אמצעי האחסון של qT חריג1 ו- qT2 בתוך הנגע איסכמי להגדיל באופן ליניארי עם הזמן לספק שיטה משלימה לתזמון שבץ. (חצי) אוטומטי שגרתי מחשב מבוסס על כימות פעפוע מקדם מוצג על רקמות שבץ איסכמי אקוטי עכברוש איסכמיה. רוטינה זו קובעת גם הבדלים hemispheric qT1 ו- qT2 הרפיה פעמים ואת מיקום נפח של qT חריג1 ו- qT voxels2 בתוך הנגע. אי הוודאויות הקשורים עם תחילת הערכות זמן של qT1 , נתונים2 MRI qT להשתנות מ ± 25 דקות ± 47 דקות 5 השעות הראשונות של שבץ. הערכות זמן תחילת המדויקות ביותר יכול להיות מתקבל על ידי לכימות נפח חופפיםqT חריג1 ו- qT הנגע כרכים , כינה ' Vחופפים' (± 25 דקות) או על-ידי לכימות hemispheric הבדלים qT2 הרפיה פעמים בלבד (± 28 דקות). בסך הכל, qT2 נגזר פרמטרים לפעול טוב יותר אלה של qT1. פרוטוקול MRI הנוכחי נבדק בשלב hyperacute של מודל איסכמיה מוקד קבוע, אשר עשוי להיות לא החלים במוח מוקד ארעי איסכמיה.

מעבר חולדות הפרופילים גז דם היו כדלקמן: ±2 95.8 וכו 3.2%, PCO2 51.6 ± 2.9 מ מ כספית ו pH 7.30 ± 0.04.
D טיפוסיav, qT2 ו- qT תמונות1 פרוסה המרכזי של חולדה נציג 4 מוצב נקודות של זמן, MCAO מוצגות באיור הלוחות הראשונים של איור 1a. תמונות בהלוחות האחרים של איור 1 הצג הנגע איסכמי שזוהו באופן אוטומטי ובאדום, אזורים בתוך הנגע איסכמי עם qT מוגברות1, qT2 אזורים עם Vחופפים מוצגים בירוק. למעלה פוסט 2 h-MCAO, אזורים עם qT גבוהה1 בתוך הנגע איסכמי היו גדול יותר באופן משמעותי מאשר qT גבוהה2 (p &#60; 0.01), אך משולבים עם הזמן (איור 1). הנגע איסכמי מאת Dav היה גם גדול יותר אזורים של qT גבוהה1 (p &#60; 0.05) ו- qT2 (p &#60; 0.05) בשעתיים הראשונות.
התלות בזמן של qMRI פרמטרים מוצגים באיור2. כל הפרמטרים qMRI היו גורמים מנבאים משמעותיים של זמן פוסט MCAO (ΔT1: R2 = 0.71, ΔT2: R2 = 0.75, f1: R2 = 0.53, f2: R2 = 0.82, V חפיפה: R2 = 0.87). בהתבסס על RMSE עבור כל פרמטר, אי הוודאויות הקשורים עם הערכות של הזמן מאז תחילת העבודות היו ± 37 min ΔT1, ± 28 דקות ΔT2, ± 47 דקות עבור f1, ±34 דקות עבור f2דקות ±25 עבור Vחופפים. לפיכך, Vחופפים נתן ההערכה המדויקת ביותר של הזמן מאז תחילת העבודות.
TTC מכתים של המוח דגימות בסביבות 6 שעות לאחר MCAO נזק איסכמי בלתי הפיך ברובו בתוך החומר האפור (איור 1 d).
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
איור 1: שינויים בפרמטרים qMRI עקב שבץ איסכמי ב עכברוש דוגמה. () מציג דוגמה qMRI תמונות במשך 4 שעות של איסכמיה. העמודות ארבע הראשונות הראה D מפותav , qT2 מפות, מפות1 qT ו- T2 משוקלל תמונות בהתאמה. יתר העמודות להראות שהav -D מפות עם ייצוגים שונים של נגעים באופן אוטומטי מקוטע. הנגעav D שזוהו באופן אוטומטי מוצג בעמודה 5 באדום. בעמודה 6 Dav הנגע מוצג בצבע אדום עם voxels עם qT גבוהה2 מוצגים בירוק. בעמודה 7 Dav הנגע מוצג בצבע אדום עם qT גבוהה1 voxels מוצגים בירוק. טור 8 הנגעav D מוצג בצבע אדום עם voxels עם qT מוגברות1 וגם qT2 (Vחופפים) מוצגים בירוק. (b) מציג את ההתפלגות של qT2 הנגעav D כפונקציה של הזמן פוסט MCAO, כמו גם את התפלגות2 הלא-הנגע qT בזמן אפס. (ג) מראה qT המתאימים הפצות1 , האגדה סמוכים המתייחס הן לוחות (ב) ו- (ג). (ד) מראה פרוסה שהוכתמו TTC המוח לאחר החיה הוקרב ב 6-אייץ ' פוסט-MCAO. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
איור 2: קשרי הגומלין בין זמן פוסט-MCAO ו- qMRI פרמטרים הנוגעים שתזמון איסכמיה. () מציגה f1, ΔT (b) f2, (ג), Vחופפים, (ד),1 ו- (e), ΔT2. מיטבית עבור כל פרמטר (הקו האדום מוצק), ברים RMSE (קווים שחורים מוצק) מוצגים. קווים מנוקדים לייצג כל אחד העכברושים indivudual 5 נתון MCAO. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>

Watch this Scientific Journal Video about A Magnetic Resonance Imaging Protocol for Stroke Onset Time Estimation in Permanent Cerebral Ischemia at JoVE.com

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

עבור קו תחילת זמן להערכת במודל של עכברים של שבץ ניצול פרמטרים כמותיים תהודה מגנטית (qMRI) פרוטוקול המתואר. ההליך מנצלת דיפוזיה MRI על תיחום של הנגע שבץ חריפה ו T כמותי1 , T פי2 (qT1 ו- qT2) הרפיה לתזמון של שבץ.

עבור קו תחילת זמן להערכת ב קבע קליפתית פרוטוקול הדמיית תהודה מגנטית

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 Views.  University of Bristol. עבור קו תחילת זמן להערכת במודל של עכברים של שבץ ניצול פרמטרים כמותיים תהודה מגנטית (qMRI) פרוטוקול המתואר. ההליך מנצלת דיפוזיה MRI על תיחום של הנגע שבץ חריפה ו T כמותי1 , T פי2 (qT1 ו- qT2) הרפיה לתזמון של שבץ.

Video: 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.

ספקטרוסקופיית תהודה מגנטית של חיים תסיסנית melanogaster באמצעות ספינינג זווית הקסם

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

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.

מרובה עכבר Neuroanatomical תהודה מגנטית

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.

ברזולוציה גבוהה תהודה מגנטית פונקציונלית שיטות המוח התיכון האדם

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 ...

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.

השימוש בספקטרוסקופיה בתהודה מגנטית ככלי למדידה של השפעות דו חצי מוח Transcranial חשמלי גירוי על יסודי Motor Cortex מטבוליזם

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.

ברזולוציה גבוהה<em&gt; In vivo</em&gt; פרוטוקול פילוח ידני לאדם בהיפוקמפוס תת תחומים באמצעות הדמיה בתהודה מגנטית 3T

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.

הדמיית תהודה מגנטית מבנית ברזולוציה גבוהה של תת-הקליפה&quot; האדם<I&gt; In vivo</I&gt; ולאחר המוות

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.

ניצול טכנולוגיית הדפסה 3D כדי מיזוג MRI עם היסטולוגיה: פרוטוקול המוח חתך

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.

הערכה של תפקוד Bioenergetic בתאי האנדותל מוחות דם

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.

פרוטוקול גירוי מגנטי טראנס מקוון למדידת פיזיולוגיה בקליפת המוח הקשורים עם עיכוב התגובה

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.

דיפוזיה זנסור הדמיה מגנטית באמצעות דחיסת חוט השדרה כרונית

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