BLM è un destinatario di EPSRC PhD studentship e ha ricevuto una sovvenzione di viaggio a Università della Finlandia orientale dalla scuola di psicologia sperimentale, Università di Bristol. MJK è finanziato attraverso il fondo di sostegno strategico internazionale di Wellcome Trust ed Elizabeth Blackwell Istituto [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ e OHJG sono finanziati dall'Accademia di Finlandia, UEF-cervello strategico finanziamenti da Università della Finlandia orientale e dalla Finlandia Biocenter. Il lavoro è stato supportato dalla Dunhill Trust medica [concessione numero R385/1114].

procedure animale sono state condotte secondo le linee guida di direttive del Consiglio della Comunità europea 86/609/CEE e approvate dal comitato di uso dell'Università della Finlandia orientale, Kuopio, Finlandia e cura degli animali.
 1. animal Model <ol><li>Anesthetize ratti Wistar maschi pesa 300-400 g con isoflurano in flusso di N 2 /O 2 (70% / 30%) attraverso una maschera facciale per tutta la durata dell'operazione e gli esperimenti di MRI. Indurre l'anestesia in cappuccio ventilato. Mantenere i livelli di isoflurane fra 1,5 e 2,4%.
	<ol><li>Profondità di monitor di anestesia durante MRI da respirazione frequenza tramite un cuscino pneumatico sotto il busto. Mancanza di risposta a pizzicare riflesso è preso come un segno di profondità sufficiente per l'anestesia chirurgica. Scavenger di isoflurane uso collegato a una calamita alesaggio.</li>
	</ol></li> <li>Eseguire l'occlusione permanente dell'arteria cerebrale media (MCAO) per indurre il colpo ischemico focale. Utilizzare il modello di threading intraluminal per MCAO e svolgere l'operazione secondo metodi dato da Longa et al. 22. <ol><li>lasciare il filo d'occlusione (filamenti di silicio-PTFE monofil temperato, diametro 0,22 mm) a posto per tutta la durata dell'esperimento MRI.</li>
	</ol></li> <li>Analizzare i gas del sangue arterioso e pH utilizzando un analizzatore di sangue.
	<ol><li>Durante la MRI, monitor la frequenza respiratoria con un cuscino pneumatico posto sotto il busto e la temperatura rettale, utilizzando una sistema di monitoraggio della temperatura rettale. Mantenere una temperatura vicina ai 37 ° C utilizzando un pad sotto il busto di riscaldamento dell'acqua.</li>
		<li>Subito dopo MCAO, sicuro il ratto in una culla al centro del magnete foro utilizzando un supporto testa del ratto. Iniettare 2 mL di soluzione fisiologica intraperitonealmente prima di trasferire i ratti nel magnete alesaggio.</li>
	</ol></li></ol> 2. MRI <ol><li>dati di MRI acquisire utilizzando un 9.4T / calamita orizzontale 31 cm (con l'inserto di gradiente di 12 cm) interfacciato a una console dotata di un trasmettitore attivamente disaccoppiati volume lineare e coppia di bobina ricevitore quadratura.</li>
	<li>Scan ogni ratto per fino a 5 h post MCAO. A intervalli di un'ora (60, 120, 180, 240 min post MCAO), acquisire 12 congruently campionate (fetta-spazio di 0,5 mm, spessore fetta = 1 mm, campo visivo = 2,56 x 2,56 cm) fette coronali della traccia del tensore di diffusione (2.2.1.), Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2 ( 2.2.2.) e veloce Low Angle Shot T 1 (2.2.3.).
	<ol><li>Ottenere la traccia delle immagini del tensore di diffusione (D av = 1/3 traccia [D]) con tre sfumature bipolare lungo ogni asse (la durata della sfumatura diffusione = 5 ms, il tempo di diffusione = 15 ms) e tre b-valori (0, 400 e 1400 s/mm-2 s), dove, Δ = 15 ms, &#8706; = 5 ms, echo tempo (TE) = 36 ms, tempo di ripetizione (TR) = 4000 ms e tempo di acquisizione = 7,36 min.</li>
		<li>Ottenere la sequenza di 2 Carr-Purcell-Meiboom-Gill T con 12 echi per quantificazione 2 T, dove eco-spaziatura = 10 ms, TR = 2000 ms e tempo di acquisizione = 4,20 min.</li>
		<li>Ottenere il Fast Low Angle Shot (FLASH) per T 1, dove il tempo dall'inversione alla prima sequenza FLASH (T 10) è 7,58 ms, con incrementi di 10 inversioni di 600 ms fino a 5407,58 ms, TR = 5,5 ms, tempo tra gli impulsi di inversione (T rilassarsi ) = 10 s e acquisizione tempo = 8,20 min.</li>
	</ol></li></ol> 3. Elaborazione immagini <ol><li>calcolo della rilassometria e ADC Mappe: calcolare qT 2, qT 1 e mappe di ADC usando Matlab funzioni disponibili sul sito Web Università di Bristol [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], per che l'input è un percorso di file nel percorso dei dati MRI.
	<ol><li>Per T 2 dati, applicare del Hamming filtraggio nel k-spazio prima della ricostruzione di immagini (o nel dominio di immagini di convoluzione, con risultati equivalenti ma computazionalmente meno efficiente). Calcolare qT 2 Mappe: prendendo il logaritmo di ogni serie temporale e risolvere su un voxel-saggio base di minimi quadrati lineari (una vestibilità bi-esponenziale può essere eseguita anche per i decadimenti di 2 T, ma il voxel-saggio F-prove prove hanno rivelato che i voxel all'interno dell'immagine per la quale non potrebbero essere giustificati parametri aggiuntivi).</li>
		<li>Per T 1 dati, applicare del Hamming filtraggio nel k-spazio prima della ricostruzione delle immagini. Eseguire T 1 montaggio secondo metodi dati in riferimento 23. Per affrontare il problema del segno sconosciuto (dovuto all'uso di immagini di grandezza), il punto più basso-intensità può essere escluso o stimato nel corso del montaggio con risultati simili.</li>
		<li>Per i dati di diffusione-appesantita, applicare del Hamming filtro di convoluzione nel dominio di immagine (questo è più semplice a causa della traiettoria segmentato k-spazio). Mappe di ADC in forma dal metodo 13.</li>
	</ol></li> <li>Identificazione di tessuto ischemico <ol><li>identificare il tessuto ischemico sulle immagini di reciproco D av (1/D av) perché in questo modo chiaro contrasto per l'identificazione di lesione. Per generare volumi ischemici di interesse (VOI), è necessario definire il tessuto ischemico come voxel con valori una deviazione assoluta mediana sopra il valore mediano della distribuzione del intero-cervello 1/D av. Per identificare regioni omologhe dell'emisfero non-ischemica, riflettono la VOI ischemico attorno all'asse verticale. Regolare manualmente non ischemiche VOIs per evitare di includere voxel contenente del liquido cerebrospinale.</li>
		<li>Al fine di determinare la relazione di qT 1 e qT 2 con tempo post MCAO, per ogni ratto e punto di tempo, caricare il VOIs ischemico e non ischemica sul qT 1 e qT 2 mappe. Estrarre significa tempi di rilassamento e calcolare la differenza di percentuale di qT 1 e qT 2 tra emisferi (ΔT 1 e ΔT 2) usando la seguente equazione: < img alt = "Equazione" src = "/ files/ftp_ upload/55277/55277eq1.jpg"/ > dove T x è il parametro scelto, qT 1 o qT 2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> si intende il tempo medio di relax dei VOI ischemica e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> il tempo medio di relax nel VOI non-ischemica. Il non-ischemica VOI deve essere utilizzato affinché ogni ratto serve come proprio controllo.</li>
		<li>Utilizzare i seguenti criteri per identificare i voxel con elevati qT 1 e qT 2: ogni voxel entro il VOI ischemico con tempi di rilassamento superamento del tempo di rilassamento mediano del qT 1 o distribuzione 2 qT nella VOI non-ischemica da più di una metà-larghezza del mezzo massimo (HWMH). Questi criteri significano tempi di rilassamento deve essere nel 95 ° percentile o superiore per essere classificati come &#39; alta &#39;. Uso del tempo mediano di rilassamento dei VOI non ischemiche permette ogni ratto servire come proprio controllo.</li>
		<li>Per fotografare la distribuzione spaziale dei cambiamenti di tempo di rilassamento all'interno delle regioni di diffusione in diminuzione, identificare e colore codice voxel con elevati qT 1 o qT 2 nonché voxel con entrambi elevati qT 1 e qT 2 definito &#39; qT 1 e qT 2 si sovrappongono &#39;.</li>
		<li>Per determinare la dimensione della lesione secondo qT 1 e qT 2, calcolare il parametro f (come introdotto da Knight et al. 18) dai dati di MRI ha acquistati per ogni ratto e punto di tempo. f 1 e f 2 rappret il numero di voxel con alta qT 1 o qT 2 (rispettivamente) come percentuale delle dimensioni della VOI ischemico.
		<ol><li>Uso la seguente equazione per calcolare f 1 e f 2: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> dove <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> si riferisce al il tempo di rilassamento (qT 1 o qT 2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" /> si riferisce al numero di &#39; alta &#39; voxel di tempo di rilassamento in VOI ischemico, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> è il numero di &#39; basso &#39; voxel di tempo di rilassamento nel VOI ischemica e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, il numero totale di voxel all'interno la VOI ischemico. Criteri per l'individuazione di voxel con elevati qT 1 e qT 2 sono descritte nella sezione 3.2.3. &#39; basso &#39; voxel sono voxel con tempi di rilassamento minore il mediano qT 1 o qT 2 dei VOI non ischemiche di uno HWHM. La sottrazione di <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> permette di diminuzioni in tempi di rilassamento dovuto ischemia o altre patologie 17.</li> <li>determinano l'entità della &#39; qT 1 e sovrapposizione di 2 qT &#39; calcolando il volume di sovrapposizione elevati qT 1 e qT 2 come percentuale dei volumi di tutto il cervello, dichiara indicato come &#39; V si sovrappongono &#39;. Utilizzare la seguente equazione: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> dove, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" /> si riferisce al numero di voxel entro il VOI ischemico con entrambi &#39; alta &#39; qT 1 e &#39; alta &#39; qT 2 e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> rappresenta il numero totale di voxel nel cervello del ratto intero. Determinare il numero di voxel nel cervello del ratto creando manualmente a VOI intorno l'intero cervello su qT 2 rilassometria maps.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. Verifica della lesione ischemica con Triphenyletrazolium cloruro (TTC) <ol><li>immediatamente dopo la decapitazione, estrarre delicatamente il cervello del ratto dal cranio. Completare questa procedura entro 10 min dal momento in cui fu decapitato il ratto.</li>
	<li>Cervelli store in refrigerati 0,01 M di fosfato tampone salino (PBS) prima di utilizzare una matrice di affettatrice del cervello del ratto per sezione del cervello a seriale 1 mm di spessore fette coronali.</li>
	<li>Dopo il sezionamento, Incubare ogni fetta di cervello in 20 mL di PBS contenente TTC a 37 ° C per 30 min al buio, come consigliato in 24. Anche se l'1% di concentrazione di TTC è accettabile, utilizzare 0,5% per migliorare il contrasto.
	<ol><li>Coprire i contenitori delle sezioni in un foglio di tenerlo scuro.</li>
	</ol></li> <li>Dopo l'incubazione, rimuovere la soluzione TTC utilizzando una pipetta e lavare le fette in tre cambi di PBS.</li>
	<li>Immediatamente fotografare fette usando un microscopio a luce standard e una fotocamera digitale.</li>
</ol> 5. Analisi statistica <ol><li>svolgere analisi statistica utilizzando Matlab e software statistico.</li>
	<li>Determinazione del rapporto del signor parametri con il tempo <ol><li>Pearson Esegui &#39; correlazioni di s sui dati di ratto in pool per determinare il rapporto di ΔT 1, ΔT 2, f 1 e f 2 e V Si sovrappongono con post tempo MCAO.</li>
		<li>Per i parametri che mostrano una relazione lineare significativa (p &#60; 0,05), eseguire la regressione lineare di quadrati almeno per determinare se la corsa di tempo di insorgenza può essere prevista da quantificare il parametro di interesse. Utilizzare l'errore quadratico medio (RMSE) per valutare l'accuratezza delle stime dei tempi di insorgenza.</li>
	</ol></li> <li>Quantificazione della dimensione della lesione <ol><li>per confrontare le dimensioni della lesione secondo parametri diversi qMRI, comportamento unidirezionale connesso ANOVAs e Fisher &#39; s meno significativa differenza post-hoc sul numero medio di voxel in la VOI ischemico e il numero medio di voxel con alta qT 1 e qT 2. Le differenze sono considerate significative a p &#60; 0.05. Se ipotesi di sfericità non sono soddisfatte a Mauchly &#39; s sfericità test, corrette gradi di libertà e i valori di importanza secondo le stime della serra 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>

Gli autori non hanno nulla a rivelare.

L'attuale protocollo per la stima del tempo di insorgenza di ictus nei ratti utilizza quantitativa tempo di rilassamento e di diffusione MRI dati piuttosto che un segnale di intensità di rispettivi ponderata MR contrasto immagini19. La prova recente indica prestazioni inferiori delle intensità di immagine nello stimare i tempi inizio tempo 14,25. Nella lesione colpo 'diffusione-positivo' nostro protocollo MRI fornisce volte inizio corsa da qT1 e qT2 MRI dati con una precisione di metà un'ora o così. È una tendenza generale che dati2 qT supera quello di qT1. La massima precisione per determinare il tempo di insorgenza è ottenuta dal volume di sovrapposizione elevati qT1 e qT2 (Vsi sovrappongono).
Le immagini nella Figura 1 mostrano che, mentre il coefficiente di diffusione ridotta appare piuttosto uniforme, regioni con qT anormale1 e qT2 eterogeneo sono sparsi all'interno della lesione ischemica. Questa scoperta è in accordo con le osservazioni precedenti e probabilmente a causa di diverse sensibilità di questi parametri di qMRI ai cambiamenti patofisiologici causati da ischemia 6. Ciò suggerisce qMRI parametri possono essere informativi delle nozioni di stato e supporti di tessuto che DWI over-stime danno ischemico 26. Infatti, recenti punti di prove precliniche verso l'eterogeneità di danno ischemico nel raggio di diffusione definita lesioni 27. Così, la combinazione di diffusione, qT1 e qT2 potenzialmente fornisce informazioni su colpo tempo e tessuto di condizione di inizio, entrambi i quali sono clinicamente utili per le decisioni di trattamento per quanto riguarda i pazienti con esordio sconosciuto.
Vsi sovrappongono e f2 ha dato le stime più accurate di corsa di tempo di insorgenza. Il vantaggio di quantificare i tempi di rilassamento è che a differenza di intensità del segnale sono insensibili a variazioni inerenti causate da fattori tecnici quali disomogeneità di campo magnetico e protone densità 6, tra cui il campo magnetico previsto variazione all'interno della lesione ischemica 18. Ridotto l'incertezza associata con onset time stime di qT1 e f1 sono probabilmente dovuto la suddetta risposta bi-fasico di qT1 ad ischemia, che contribuisce al versante superficiale del tempo-dipendente qT1 cambio 8,15,16. I dati di MRI illustrati (Figura 2) sono conformi precedente opere 13,14, in quanto i corsi di tempo di tempo di rilassamento, le differenze tra il cervello ischemico e controlaterale non ischemiche sono adeguatamente descritta da funzioni lineari. Tuttavia, è importante notare che le modifiche di idrodinamica di base dovuto ischemia non sono lineari 1,18.
L'attuale protocollo di MRI per la corsa di tempo è dimostrato in ratti sottoposti ad ischemia permanente utilizzando la procedura di Longa et al. 22. Nella nostra esperienza, la Longa et al procedura non riesce ad indurre MCAO nel 10-20% dei ratti, tuttavia, come ADC viene utilizzato per verificare la presenza di ischemia, gli esperimenti possono essere interrotto in modo anomalo. Guasto per indurre MCAO è spesso a causa di thread di occlusione imperfetta. Un ulteriore fattore conseguente errori sperimentali è che MCAO è una severa procedura causando la morte di fino al 20% dei ratti durante una prolungata sessione di MRI.
Il protocollo di timing di inizio corsa si applica solo a ischemia permanente. Nell'ischemia focale di ratto con riperfusione, il rapporto tra Dav e qT1 o qT2 dissocierà come Dav recupera, ma non possono per qT1 e qT2 a seconda della durata dell'ischemia, prima di riperfusione 8,28. Inoltre, l'evoluzione del danno ischemico è probabile essere più variabile nei pazienti del colpo a causa di differenze individuali in fattori che influenzano la microcircolazione come età e co-morbidità (ad es., diabete, ipertensione, malattie cardiache). Questi fattori inevitabilmente influenzerà la dipendenza dal tempo di f1, f2 e Vsi sovrappongono a tratti umani e pertanto richiede l'indagine nelle regolazioni cliniche.
Per concludere, qMRI parametri forniscono stime del tempo di insorgenza di ictus. Vsi sovrappongono e f2 fornire stime più accurate e può anche essere ben informato dello stato del tessuto. qMRI potrebbe quindi essere clinicamente utile in termini di favoreggiamento le decisioni di trattamento per i pazienti con sconosciuto onset time. Un problema da considerare qui è che il rapporto a-bianco-materia grigia nel cervello del ratto è molto superiore rispetto all'uomo, e idrodinamica in questi tipi di tessuto del cervello può variare 18. Tuttavia, ulteriori indagini la dipendenza dal tempo di f2, Vsi sovrappongono e qT2 nei pazienti con ictus acuto iper è autorizzata.

Tessuto di cervello è particolarmente vulnerabile all'ischemia dovuto l'alta dipendenza della fosforilazione ossidativa per la sintesi di ATP e riserve di energia limitata. L'ischemia provoca sottili cambiamenti ionici dipendente dal tempo in spazi intracellulari ed extracellulari che portano alla ridistribuzione delle piscine di acqua di cervello, rilascio di neurotrasmettitori excitotoxic e, in definitiva, l'inizio di processi distruttivi 1. Nell'ischemia focale, danni ai tessuti si diffonde oltre il nucleo iniziale, se il flusso di sangue non viene ripristinato entro un certo lasso di tempo 2. La data di inizio del colpo è attualmente uno dei criteri chiavi nelle decisioni cliniche per la farmacoterapia del colpo ischemico, tra cui il recanalization di agenti trombolitici 3. Di conseguenza, molti pazienti sono automaticamente idonei per la terapia trombolitica a causa del tempo di inizio di sintomo sconosciuto, a causa del colpo che accade durante il sonno '(corsa di wake-up del), mancanza di testimonianza, o ignorando i sintomi 4,5. Una procedura che determina il tempo di inizio del colpo è pertanto necessaria affinché tali pazienti possono essere considerati per la trombolisi.
MRI sonde acqua in vivo. Dinamica di cui è gravemente perturbato dall'energia ischemica acuta insufficienza 6. In particolare, la diffusione dell'acqua sotto l'egida moto traslazionale (termico) delle molecole di acqua è ridotto nei primi momenti di ischemia dovuto il guasto di energia 7. Ciò a sua volta provoca depolarizzazione anossica di cellule neurali 8. MRI diffusione (DWI) è diventata una modalità di imaging diagnostico di parità aurea per il colpo acuto 9. Il segnale di DWI aumenta rapidamente in risposta all'ischemia permettendo tessuto ischemico di essere identificato, ma non mostra alcun tempo-dipendenza durante le prime ore di colpo ischemico 10. Allo stesso modo, misure quantitative di diffusione dell'acqua come il coefficiente di diffusione apparente (ADC) o la traccia del tensore di diffusione (Dav) diminuisce rapidamente nel tessuto ischemico, ma non mostra alcuna relazione con il tempo dall'inizio del colpo nel colpo animale modelli 10 e pazienti 11.
Parametri quantitativi di rilassamento di MRI (qMRI), qT1e qT2 qT1ρ, sono governati dal movimento rotatorio e lo scambio di atomi di idrogeno dell'acqua e visualizza complessi cambiamenti di tempo-dipendenti in seguito parenchima cerebrale ischemico guasto di energia 6. Tali cambiamenti di tempo-dipendente abilitato tempo di inizio di corsa deve essere valutato in pazienti 12 e modelli animali di ischemia 13,14,15. Nel colpo focale del ratto, qT1ρ aumenta quasi istantaneamente dopo l'inizio di ischemia e continua linearmente per almeno 6 ore 13,14. tempi di rilassamento1 qT anche aumentare in modo dipendente dal tempo in tessuto ischemico cerebrale che può essere descritto da due costanti di tempo: una fase iniziale rapida seguita da una fase di lento durano per ore 8,16. A causa di questo aumento bifase, l'uso di qT1 in tempi di ictus può essere più complicata di quella di qT1ρ MRI 15. qT2 tempi di rilassamento Mostra un cambiamento bi-fasico di colpo focale di ratto, per cui c'è un iniziale accorciamento entro la prima ora, seguita da un aumento lineare con tempo 13. La riduzione iniziale può essere spiegata da due fattori in esecuzione parallele tra cui: (i) l'accumulo di deossiemoglobina risultante nel cosiddetto 'effetto dipendente dal livello del sangue negativo ossigenazione' e (ii), lo spostamento dell'acqua extracellulare nella spazio intracellulare 17,18. L'aumento di tempo-dipendente in qT2 è probabilmente dovuto citotossici e/o edema vasogenic con successiva ripartizione di intracellulare macromolecolare strutture 18. I qT1ρ qT2 dati e forniscono una stima accurata del tempo di insorgenza di ictus in modelli preclinici 14. qT2 12 e T2-ponderata segnale intensità 19,20 sono state sfruttate anche per la stima del tempo di corsa inizio nelle regolazioni cliniche.
Oltre alle differenze emisferiche in quantitativi tempi di rilassamento, la distribuzione spaziale degli elevati tempi di rilassamento all'interno della regione ischemica può anche servire come surrogati per colpo inizio tempo 14. Nei modelli del ratto del colpo, regioni con elevati qT1ρe qT2 qT1 tempi di rilassamento sono inizialmente più piccoli di quanto la diffusione definito lesione ischemica ma aumenta con il tempo di 14,15, 21. Quindi quantificazione della distribuzione spaziale di elevati tempi di rilassamento come percentuale delle dimensioni della lesione ischemica consente inoltre il tempo di inizio corsa essere stimato 14,15. Qui, descriviamo il protocollo per determinare il tempo di inizio di ictus in un modello del ratto del colpo utilizzando parametri di 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 fornisce uno strumento di imaging sensibile e specifico per rilevare il colpo ischemico acuto per mezzo di un coefficiente di diffusione ridotta di acqua del cervello. In un modello del ratto del colpo ischemico, aumentano le differenze in quantitativi T1 e T2 MRI tempi di rilassamento (qT1 e qT2) tra la lesione ischemica (delineato da scarsa diffusione) e nell'emisfero controlaterale non ischemiche con il tempo dall'inizio del colpo. La dipendenza dal tempo delle differenze di tempo di rilassamento di MRI euristicamente è descritta da una funzione lineare e quindi fornisce una semplice stima del tempo di insorgenza di ictus. Inoltre, i volumi di anormale qT1 e qT2 all'interno della lesione ischemica aumentano linearmente con tempo, fornendo un metodo complementare per la temporizzazione di colpo. Un (semi) automatizzato routine di computer basata sulla diffusione quantificata coefficiente è presentato per delineare tessuto di ictus ischemico acuto di ischemia del ratto. Questa routine determina anche differenze emisferiche in qT1 qT2 tempi di rilassamento e la posizione e la volume di anormale qT1 e qT2 voxel all'interno della lesione. Incertezze associate con le stime del tempo di insorgenza di qT1 e qT2 MRI dati variano da ± 25 min a ± 47 min per le prime 5 ore di corsa. Le stime più accurate del tempo insorgenza può essere ottenuta da quantificare il volume di anormale qT1 e qT2 lesione volumi sovrapposti, definito «Vsi sovrappongono» (± 25 min) o di quantificare le differenze emisferiche in qT2 solo i tempi di rilassamento (± 28 min). Nel complesso, qT2 derivato parametri superano quelli da qT1. L'attuale protocollo di MRI è testato nella fase del hyperacute di un modello di ischemia focale permanente, che potrebbe non essere applicabile a ischemia cerebrale focale transitoria.

In ratti i profili di gas del sangue erano come segue: SO2 95,8 ± 3,2%, PunCO2 51,6 ± 2,9 mmHg e pH 7,30 ± 0,04.
Tipico Dave qT2 ... immagini1 qT da una sezione centrale di un ratto rappresentanza presso 4 tempo punti post MCAO sono mostrati nei primi 3 pannelli di Figura 1a. Immagini in altri pannelli della Figura 1 Visualizza la lesione ischemica rilevata automaticamente in rosso e regioni all'interno della lesione ischemica con elevati qT1e qT2 regioni con Vsi sovrappongono vengono visualizzati in verde. Fino a 2 h post-MCAO, regioni con alta qT1 all'interno della lesione ischemica erano significativamente più alti qT2 (p &#60; 0,01), ma convergenti con tempo (Figura 1). La lesione ischemica di Dav era anche più regioni dell'alta qT1 (p &#60; 0.05) e qT2 (p &#60; 0.05) nelle prime due ore.
Le dipendenze di qMRI parametri sono mostrate nella Figura 2. Tutti i parametri di qMRI erano predittori significativi di post tempo MCAO (ΔT1: R2 = 0,71, ΔT2: R2 = 0,75, f1: R2 = 0,53, f2: R2 = 0.82, V si sovrappongono: R2 = 0,87). Incertezze sulla RMSE per ogni parametro, associato a stime di tempo poiché inizio del colpo erano ± 37 min per ΔT1, ± 28 min per ΔT2, ± 47 min per f1, ± 34 per f2e ± 25 min per Vsi sovrappongono. Così, Vsi sovrappongono dato la stima più accurata del tempo dall'inizio del colpo.
TTC macchiatura di cervelli campioni circa 6 h dopo MCAO verificato irreversibile danno ischemico principalmente nella materia grigia (Figura 1D).
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
Figura 1: cambiamenti nei parametri di qMRI dovuto il colpo ischemico in un ratto esempio. (un) Mostra esempio qMRI immagini per un periodo di 4 ore di ischemia. Le prime quattro colonne mostrano Dav mappe, qT2 mappe, mappe di qT1 e T2 immagini appesantite rispettivamente. Restanti colonne mostrano che il Dav mappe con diverse rappresentazioni delle lesioni automaticamente segmentate. La lesione diav D rilevata automaticamente è indicata nella colonna 5 in rosso. Nella colonna 6 della Dav lesione è mostrato in rosso con voxel con alta qT2 mostrato in verde. Nella colonna 7 il Dav lesione è mostrato in rosso con qT alta1 voxel evidenziato in verde. Nella colonna 8 la lesioneav D è mostrata in rosso con voxel con elevati qT1 e qT2 (Vsi sovrappongono) visualizzato in verde. (b) Mostra la distribuzione delle qT2 la lesione diav D come una funzione di post tempo MCAO, nonché la distribuzione di2 qT non-lesione al tempo zero. (c) Mostra il corrispondente qT1 distribuzioni, la leggenda adiacente relative al pannelli (b) e (c). (d) Mostra una fetta di cervello TTC-macchiato dopo che l'animale è stato sacrificato alle 6h post-MCAO. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
Figura 2: le relazioni tra tempo post-MCAO e qMRI parametri rilevanti per i tempi di ischemia. (un) Mostra f1, (b), il f2, (c), Vsi sovrappongono, (d), ΔT1 e (e), ΔT2. Meglio si adattano per ogni parametro (solida linea rossa) e vengono visualizzate le barre RMSE (linee nere solide). Linee tratteggiate rappresentano ciascuno dei indivudual 5 ratti sottoposti a MCAO. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.</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

Un protocollo per la stima di tempo di insorgenza ictus in un modello del ratto del colpo sfruttando la formazione immagine a risonanza magnetica quantitativa (qMRI) parametri è descritto. La procedura sfrutta la diffusione MRI per la delineazione della lesione colpo acuto e quantitativa T1 e T2 (qT1 e qT2) tempi di rilassamento per la temporizzazione del colpo.

Un protocollo di risonanza magnetica per la stima del tempo di corsa inizio nell'Ischemia cerebrale permanente

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

Research

JoVE Journal

Neuroscience

14.0K Views.  University of Bristol. Un protocollo per la stima di tempo di insorgenza ictus in un modello del ratto del colpo sfruttando la formazione immagine a risonanza magnetica quantitativa (qMRI) parametri è descritto. La procedura sfrutta la diffusione MRI per la delineazione della lesione colpo acuto e quantitativa T1 e T2 (qT1 e qT2) tempi di rilassamento per la temporizzazione del colpo.

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.

Spettroscopia di Risonanza Magnetica dal vivo Drosophila melanogaster Utilizzando Magic Angle Spinning

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

Ricerca

Neuroscienze

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-topo Imaging neuroanatomici Risonanza Magnetica

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.

Ad alta risoluzione magnetica funzionale per immagini Metodi risonanza per mesencefalo umano

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.

L&#39;uso di Spettroscopia di Risonanza Magnetica come uno strumento per la misura della Bi-emisferici transcraniali elettrici effetti di stimolazione sul motore principale Cortex Metabolismo

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.

Alta risoluzione<em&gt; In Vivo</em&gt; Manuale Protocollo Segmentazione for Human ippocampale Sottocampi Utilizzando 3T Risonanza Magnetica

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.

Ad alta risoluzione strutturale Risonanza Magnetica del subcortex Umana<I&gt; In Vivo</I&gt; E 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.

Utilizzando la tecnologia di stampa 3D per unire RM con Istologia: Un protocollo per Brain Sezioni

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.

Valutazione della funzione bioenergetica in cellule endoteliali vascolare cerebrale

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.

Protocollo di stimolazione magnetica transcranica online per misurare la fisiologia corticale associata con l'inibizione di risposta

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.

Imaging a risonanza magnetica con Tensor di diffusione nella compressione del midollo spinale cronico

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