BLM EPSRC doktora öğrencilik bir alıcı ve okul, deneysel psikoloji, University of Bristol Üniversitesi Doğu Finlandiya bir seyahat hibe aldı. MJK Elizabeth Blackwell Enstitüsü ve Wellcome Trust uluslararası stratejik destek Fonu tarafından finanse edilen [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ ve OHJG UEF-beyin Eastern Finland Üniversitesi ve Biocenter Finlandiya tarafından finansman stratejik Finlandiya Akademi tarafından finanse edilmektedir. İş Dunhill tıbbi güven tarafından [grant numarası R385/1114] destek verdi.

hayvan yordamlar Avrupa Topluluğu Konsey direktifleri 86/609/EEC kurallarına göre yapılan ve hayvan bakım ve kullanım Komitesi Üniversitesi, Doğu Finlandiya, Kuopio, Finlandiya tarafından onaylı.
 1. hayvan modeli <ol><li>Anesthetize erkek Wistar rats 300-400 g isoflurane N 2 /O 2 akışı (% %70/30) ile bir sağlamlılık işlem ve MRI deneyler süresince ağırlığında. Anestezi havalandırılmış başlıklı neden. İsoflurane seviyelerinin % 2.4 arasındaki 1.5.
	<ol><li>Monitör frekans gövde pnömatik yastık ile nefes üzerinden MRG sırasında anestezi derinliği. Yanıt-e doğru refleks çimdik eksikliği cerrahi anestezi için yeterli derinlik belirtisi olarak kabul edilir. Bir mıknatıs için bağlı kullanım isoflurane çöpçü delik.</li>
	</ol></li> <li>Fokal iskemik inme neden gerçekleştir kalıcı orta serebral arter tıkanıklığı (MCAO). İntraluminal iş parçacığı modelini MCAO için kullanın ve Longa ve ark. tarafından verilen yöntemlerine göre işlemi gerçekleştirmek 22. <ol><li>occluding iplik terk (silikon-PTFE temperli monofil filaman, çapı 0.22 mm) MRG deneme süresi için yerinde.</li>
	</ol></li> <li>Arteryel kan gazı ve pH kan analyzer kullanarak analiz.
	<ol><li>MRG sırasında monitör solunum oranı ile pnömatik yastık yerleştirilir gövde ve izleme sistemi bir rektal ısı kullanarak rektal ısı altında. Çekirdek ısısı 37 ° C gövde altında yastık Isıtma su kullanarak yakın korumak.</li>
		<li>Hemen MCAO sonra mıknatıs ortasındaki bir beşik içinde sıçan güvenli delik bir sıçan kafa tutucu kullanarak. Fareler mıknatısına aktarma delik önce intraperitoneally 2 mL serum enjekte.</li>
	</ol></li></ol> 2. Mr <ol><li>bir 9.4T kullanarak elde MRG veri / 31 cm (12 cm degrade eklemek ile) yatay mıknatıs arabirimli bir aktif bilgisini iletmiyor doğrusal hacim verici ve Kadrat alıcı bobini çifti ile donatılmış bir konsola.</li>
	<li>Her fare 5 s yazı MCAO için inceden inceye gözden geçirmek. Congruently örneklenmiş 12 saatlik aralıklarla (60, 120, 180, 240 min sonrası MCAO), elde (0,5 mm dilim-gap, dilim kalınlığı 1 mm, görüş alanı = = 2.56 cm x 2.56 cm) Koronal Difüzyon tensör (2.2.1.), Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2 (iz dilim 2.2.2.) ve hızlı düşük açılı TRT 1 (2.2.3.) vurdu.
	<ol><li>Elde edilir Difüzyon tensör görüntülerin izleme (D av 1/3 izleme [D] =) her eksen boyunca üç bipolar degradelerle (Difüzyon geçişin süresi 5 ms, difüzyon süre = 15 ms =) ve üç b-değerleri (0, 400 ve 1400 s/mm-2 s), nerede, Δ 15 ms = &#8706; zaman (TE) echo 5 ms = 36 ms = tekrarlama zamanı (TR) = 4000 ms ve satın alma zaman 7,36 dk. =</li>
		<li>Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2 sıra T 2 miktar için 12 yankıları ile elde etmek için burada yankı-aralığı 10 ms, TR = = 2000 ms ve satın alma zaman 4.20 dk. =</li>
		<li>Elde etmek hızlı düşük açı çekim (FLASH) için TRT 1, inversiyon zaman ilk FLASH sıra (T 10) kadar 5407.58 ms, TR 600 ms artışlarla 10 silinme 7.58 ms nerede 5,5 ms = INVERSION bakliyat arasında zaman (T sakin ol ) = 10 s ve satın alma zaman 8.20 dk. =</li>
	</ol></li></ol> 3. Resim işleme <ol><li>relaxometry hesaplama ve ADC haritalar: Compute qT 2, qT 1 ve Matlab [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], Bristol Üniversitesi'nde Web sitesinde sağlanan işlevleri kullanarak ADC haritalar için hangi giriş MRI verilerin konumunu bir dosya yoludur.
	<ol><li>İçin T 2 veri, Hamming imar görüntülerin (veya görüntü etki alanı tarafından evrişim, eşdeğer sonuçlarla ama hesaplama açısından daha az verimli) önce k uzayda filtreleme uygulayın. QT 2 haritalar her zaman serisi logaritması alarak ve üzerinde çözme hesaplamak bir voxel-bilge doğrusal en küçük kareler bazında (BI üstel bir uyum da T 2 yaşlılık için gerçekleştirilebilir ama voxel-bilge F-testleri testler bu voxels ortaya. resmin kendisi için ek parametreler değil haklı).</li>
		<li>İçin T 1 veri, Hamming k-uzay görüntüleri yeniden inşası önce filtre uygulayın. T 1 başvuru 23 ' te verilen yöntemlerine göre uygun gerçekleştirin. Bilinmeyen işaret (nedeniyle büyüklüğü görüntülerin kullanılması) sorunu ile başa çıkmak için en düşük yoğunluklu nokta ya hariç, veya olabilir benzer sonuçlar veren montaj sırasında tahmini.</li>
		<li>Tarafından (Bu kesimli k-uzay yörünge nedeniyle daha doğru sözlü) görüntü etki alanındaki evrişim filtresi Hamming Difüzyon ağırlıklı veriler için geçerli. Uygun ADC haritalar tarafından 13 yönteminde.</li>
	</ol></li> <li>Kimlik iskemik doku <ol><li>karşılıklı D av resimleri (1/B av) iskemik doku tanımlamak Bu lezyon kimlik için net kontrast sağlar. Faiz (VOI) iskemik birimler oluşturmak için voxels değerleri bir ortalama mutlak sapma ile ortanca değer yukarıda bütün beyin 1/B av dağıtım olarak iskemik doku tanımlayın. İskemik olmayan yarımkürede homolog bölgeleri tanımlamak için dikey eksen hakkında iskemik VOI yansıtır. Beyin omurilik sıvısı içeren voxels eklememek için iskemik olmayan VOIs değerini el ile ayarlamak.</li>
		QT 1 ve qT 2 saat ile ilişkiyi belirlemek için <li>MCAO, her fare için posta ve zaman-nokta, qT 1 ve qT 2 haritalar üzerine iskemik ve iskemik olmayan VOIs yük. Ortalama gevşeme kez ayıklamak ve yüzde farkı qT 1 ve qT 2 hemisferlerin (ΔT 1 ve ΔT 2) aşağıdaki eşitliği kullanarak hesaplar: < img alt "Denklemi" src = "/ dosya/ftp_ = upload/55277/55277eq1.jpg"/ > nerede T x olduğunu seçilen parametre, qT 1 veya qT 2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> iskemik VOI ortalama rahatlama vakti ifade eder ve <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> iskemik olmayan VOI ortalama gevşeme zamanında. Her fare kendi kontrolü hizmet etmesi iskemik olmayan VOI kullanılmalıdır.</li>
		<li>Voxels yükseltilmiş qT 1 ve qT 2 ile tanımlamak için aşağıdaki ölçütleri kullanın: iskemik VOI gevşeme qT 1 veya qT 2 dağıtım medyan gevşeme zamanı aşan süreler içinde herhangi bir voxels iskemik olmayan VOI daha yarım genişlikli yarı-maksimum (HWMH) tarafından. Bu kriterleri rahatlama kez 95 inci yüzdelik veya daha yüksek olarak sınıflandırılmış için olmalıdır demek &#39; yüksek &#39;. İskemik olmayan VOI medyan gevşeme zamanının kullanımına izin verir kendi kontrolü hizmet etmek her fare.</li>
		<li>Azalmış difüzyon, bölgeler içinde gevşeme değişiklikte kayma dağılımını canlandırmaya tanımlamak ve renk kodu voxels yükseltilmiş qT 1 veya qT 2 yanı sıra voxels her ikisi ile qT 1 ve qT 2 yüksek olarak adlandırdığı &#39; qT 1 ve qT 2 üst üste &#39;.</li>
		<li>Göre qT 1 ve qT 2, lezyon boyutunu belirlemek için hesaplamak (Knight vd tarafından tanıtıldı gibi parametre f 18) MRG veri her fare ve süresi-noktası için satın aldı. f 1 ve f 2 represent voxels yüksek qT 1 veya qT 2 sayısı (sırasıyla) iskemik VOI boyutunun bir yüzdesi olarak.
		<ol><li>Kullanımı aşağıdaki denklemi f 1 ve f 2 hesaplamak için: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> nerede <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> anlamına gelir gevşeme zamanı (qT 1 veya qT 2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" />, dizi gösterir &#39; yüksek &#39; iskemik VOI gevşeme zamanı voxels <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> sayısı &#39; düşük &#39; iskemik VOI gevşeme zamanı voxels ve <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, voxels içinde toplam sayısı iskemik VOI. Voxels yükseltilmiş qT 1 ve qT 2 ile tanımlamak için ölçütler 3.2.3 bölümünde özetlenen. &#39; düşük &#39; voxels çoğu kez gevşeme medyan qT 1 veya qT 2 / iskemik olmayan VOI tarafından bir HWHM göre daha az voxels. Çıkarma, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> gevşeme kez iskemi veya diğer patolojiler 17 nedeniyle düşüşler sağlar.</li> <li>kapsamını belirlemek &#39; qT 1 ve qT 2 örtüşme &#39; tüm beyin birimleri yüzdesi olarak yükseltilmiş qT 1 ve qT 2 örtüşen birim hesaplayarak, bu vesileyle anılacaktır olarak &#39; V üst üste &#39;. Aşağıdaki denklemi kullanın: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> , <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" />'voxels içinde her ikisi ile iskemik VOI sayısını göstermektedir &#39; yüksek &#39; qT 1 ve &#39; yüksek &#39; qT 2 ve <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> voxels bütün sıçan beyin toplam sayısını gösterir. Tüm beyin çevresinde bir VOI qT 2 relaxometry haritalar üzerinde el ile oluşturarak voxels sıçan beyin sayısını belirlemek.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. İskemik lezyon Triphenyletrazolium klorür (TTC) ile doğrulanması <ol><li>hemen sonra işten çıkarma, dikkatle sıçan beyin kafatasından ayıklamak.. Bu yordamı fare kafası andan itibaren 10 dakika içinde tamamlamak.</li>
	<li>Buzdolabında 0.01 M fosfat deposu beyinlerinde arabelleğe alınmış serum (PBS) beyin seri 1 mm kalınlığında koronal dilimler halinde bölüm için bir sıçan beyin dilimleyici matris kullanmadan önce.</li>
	<li>Sonra kesit, karanlıkta, 30 dk 37 ° C'de TTC içeren 20 mL PBS her beyin dilimi olarak 24 saat içinde tavsiye kuluçkaya. % 1'ttc konsantrasyon kabul edilebilir olsa da, % 0.5 için geliştirilmiş kontrast kullanın.
	<ol><li>Karanlık tutmak için folyo bölümlerde konteyner kapak.</li>
	</ol></li> <li>Kuluçka sonra bir pipet kullanarak TTC çözümü kaldırmak ve PBS üç değişimler dilimleri yıkayın.</li>
	<li>Hemen bir standart ışık mikroskobu ve bir dijital fotoğraf makinesi kullanma dilim fotoğraf.</li>
</ol> 5. İstatistiksel analiz <ol><li>Matlab ve istatistiksel yazılım kullanarak istatistiksel analizlerini.</li>
	<li><ol><li>Gerçekleştir Pearson ilişki zamanla Bay parametrelerinin belirlenmesi &#39; ΔT 1, ilişkiyi belirlemek için havuza alınan sıçan veri s korelasyonlar ΔT 2, f 1 ve f 2 ve V Zaman yazı MCAO ile örtüşüyor.</li>
		<li>Anlamlı bir doğrusal ilişki gösteren parametreler için (p &#60; 0,05), kontur başlangıçlı zaman parametre faiz miktarının tarafından tahmin edilebilir olup olmadığını belirlemek için doğrusal en azından kare regresyon gerçekleştirmek. Kök ortalama kare hata (RMSE) başlangıç süresini tahminleri doğruluğunu değerlendirmek için kullanın.</li>
	</ol></li> <li>Miktar lezyon boyutta <ol><li>lezyon boyutları farklı qMRI parametrelere göre karşılaştırmak için tek yönlü ANOVAs ve Fisher ilgili &#39; s en az önemli fark post-hoc voxels içinde ortalama sayısı iskemik VOI ve voxels yüksek qT 1 ve qT 2 ortalama sayısı. Farklar p önemli kabul edilen &#60; 0,05. Küresellik varsayımlar Mauchly karşılanmazsa &#39; s küresellik testi, doğru serbestlik ve önemi değerleri sera Geisser tahminlere göre.</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>

Yazarlar ifşa gerek yok.

Kontur başlangıçlı zaman Sıçanlarda tahmini için geçerli protokol nicel Difüzyon ve gevşeme zamanı MRG veri yerine sinyal yoğunluklarını ilgili ağırlıklı MR kontrast görüntüler19kullanır. Kontur başlangıçlı saat 14,25tahmin içinde görüntü yoğunluklarını düşük performans için son kanıtlar. 'Difüzyon-pozitif' kontur lezyon bizim MRI Protokolü kontur başlangıçlı kez qT1 ve qT2 MRG veri yarım bir doğruluk sağlar bir saat falan. QT2 veri bu qT1daha iyi performans genel bir eğilimdir. En iyi doğruluk başlangıçlı zaman tayini için çakışan yükseltilmiş qT1 ve qT2 (Vüst üste) birimden elde edilir.
Şekil 1 ' deki görüntüleri sınırlı Difüzyon katsayısı oldukça üniforma, anormal qT1 bölgeleriyle ve qT2 heterogeneously iskemik lezyon içinde dağınık görünüyor olsa göstermek. Bu bulgu uygun olarak önceki gözlemler ve patofizyolojik değişikliklere iskemi 6tarafından neden bu qMRI parametreler farklı hassasiyetler nedeniyle büyük olasılıkla. Bu qMRI parametreleri DWI iskemik hasar 26aşırı tahminleri doku durum ve destekler kavramları bilgilendirici olabileceğini düşündürmektedir. Nitekim, difüzyon içinde iskemik hasar heterojenite doğru son preklinik kanıt Puan lezyonlar 27tanımlı. Böylece, difüzyon, qT1 ve qT2 arada potansiyel olarak ikisi de tedavi kararları ile ilgili bilinmeyen başlangıçlı olan hastalarda klinik olarak yararlıdır kontur başlangıçlı zaman ve doku durumu hakkında bu bilgileri sağlar.
Vörtüşme ve f2 kontur başlangıçlı zamanların en doğru tahminler verdi. Sinyal yoğunluklarda onlar doğal varyasyon gibi manyetik alan inhomogeneities ve proton yoğunluğu 6beklenen manyetik alan da dahil olmak üzere, teknik faktörler neden duyarsız gevşeme kez miktarının yararı olur iskemik lezyon 18içinde çeşididir. Belirsizlik başlangıçlı zamanla ilgili tahminleri qT1 ve f1 qT1 söz konusu BI phasic tepki iskemi, zamana bağımlı qT1 sığ eğimi katkı için nedeniyle olasılığı azaltılmış 8,15,16değiştirin. (Şekil 2) gösterilen MRG veri önceki işleri 13,14, bunun uygun zaman içerisinde gevşeme zaman yeterince iskemik ve kontralateral olmayan iskemik beyin arasındaki farklar vardır Doğrusal fonksiyonlar tarafından açıklanan. Bu, ancak, destek hidrodinamik değişikliklerin iskemi nedeniyle değil doğrusal 1,18olduğunu unutmamak gerekir.
Longa ve ark. yordamı 22kullanarak kalıcı iskemi tabi Sıçanlarda geçerli MRI Protokolü kontur kez gösterilmiştir. ADC iskemi, varlığını doğrulamak için kullanıldığı gibi bizim deneyim, Longa ve fareler, % 10-20'mcao ikna etmek için yordam başarısız olur ark ancak, deneyler zamanından önce sonlandırılabilir. MCAO ikna etmek için sık sık nedeniyle kusurlu occluder iş parçacığı başarısızlıktır. Deneysel hataları ortaya çıkan bir başka faktör MCAO uzun süreli bir MRI oturumu sırasında fareler % 20'e kadar ölümüne neden olan şiddetli bir yordam olmasıdır.
Kontur başlangıçlı Zamanlama iletişim kuralı yalnızca kalıcı iskemi için geçerlidir. Dav kurtarır, ama olabilir değil için qT1 ve qT2 bağlı olarak süre önce iskemi reperfüzyon ile sıçan odak iskemi, Dav ve qT1 veya qT2 arasındaki ilişkiyi ayırmak reperfüzyon 8,28. Ayrıca, iskemik hasar evrimi mikro yaş ve komorbiditeler (örneğin, diyabet, hipertansiyon, kalp hastalığı) gibi etkileyen faktörler bireysel farklılıklar nedeniyle İnmeli Hastalarda daha fazla değişken olması muhtemeldir. Bu faktörler kaçınılmaz olarak f1, f2 ve Vüst üste insan vuruş içinde zaman bağımlılık etkiler ve böylece araştırma klinik ayarları gerektirir.
Sonuç olarak, kontur başlangıçlı zaman tahminleri qMRI parametreleri sağlar. Vörtüşme ve f2 en doğru tahminleri sağlamak ve doku durumunu bilgilendirici de kullanabilirsiniz. qMRI bu nedenle hastalar için tedavi kararları bilinmeyen başlangıçlı zamanla yardım açısından klinik olarak yararlı olabilir. Burada dikkate alınması gereken bir sorun konu beyaz gri oranı sıçan beyin insanlarda daha yüksek ve hidrodinamik bu beyin doku türlerinde 18farklı olabilir olmasıdır. Yine de, zaman bağımlılığı soruşturma f2, Vüst üste daha fazla ve hiper akut İnmeli Hastalarda qT2 garanti kapsamındadır.

Beyin dokusu oksidatif fosforilasyon ATP sentezi ve sınırlı enerji rezervleri için yüksek bağımlılık nedeniyle iskemi özellikle savunmasızdır. İskemi neden beyin su havuzları yeniden dağıtılması, serbest bırakmak-in excitotoxic nörotransmitter ve sonuçta yıkıcı işlemleri 1inisiyasyon hücre içi ve hücre dışı alanlarda ince zamana bağımlı iyonik değişiklikleri sonuçlanır. Kan akımı bir belirli zaman dilimi 2içinde geri odak iskemi, doku hasarı ilk çekirdek yayılır. Kontur başlangıçlı şu anda iskemik inme trombolitik ajanların 3tarafından recanalization dahil olmak üzere, farmakoterapi için klinik kararlarında önemli ölçütlerden biri zamanı. Sonuç olarak, birçok hasta trombolitik tedavi nedeniyle tanık veya belirtiler 4,5/ habersiz eksikliği ('wake-up inme'), uyku sırasında meydana gelen kontur sayesinde bilinmeyen belirti başlangıçlı zaman için otomatik olarak uygun olmayan. Bu hastalarda thrombolysis için kabul edilebilir böylece kontur başlangıç zamanını belirleyen bir yordam bu nedenle gereksinim duyulur.
MRI probları su içinde vivo. Hangi dinamiklerini ciddi akut iskemik enerji yetmezliği 6tarafından tedirgin. En önemlisi, su su molekülleri translasyonel (termal) hareket tarafından yönetilen Difüzyon iskemi enerji başarısızlık 7nedeniyle erken anları azalır. Bu sırayla sinir hücreleri 8anoksik depolarizasyon içinde sonuçlanır. Difüzyon Mr (DAG) Akut inme 9için altın standart tanı görüntüleme yöntemi haline gelmiştir. DWI sinyal hızlı yanıt olarak tespit edilmesi iskemik doku izin iskemi artırır ancak ilk birkaç saat iskemik inme 10sırasında herhangi bir zaman bağımlılık göstermez. Aynı şekilde, su Difüzyon belirgin Difüzyon katsayısı (ADC) gibi nicel ölçüleri veya Difüzyon tensör (Dav) iz hızla iskemik doku azaltmak ama kontur başlangıçlı zaman ile hiçbir ilişkisi hayvan darbede göster modelleri 11 10 ve hasta.
Nicel MRI (qMRI) gevşeme parametreleri, qT1, qT2 ve qT1ρ, dönme hareketi ve su hidrojen atomları exchange tarafından yönetilir ve iskemik beyin parankimi sayfalarımızda karmaşık zamana bağımlı değişiklikleri göster enerji kesintisi 6. Böyle Saat-bağımlı değişiklikleri hastalar 12 ve iskemi 13,14,15hayvan modelleri tahmin edilebilir için kontur başlangıçlı zaman etkin. Sıçan odak İnmede qT1ρ neredeyse anında iskemi başlangıçlı sonra artar ve doğrusal olarak en az 6 saat 13,14için devam ediyor. qT1 gevşeme kez de bir saat-bağımlı moda tarafından iki kez sabitlerin açıklanabilen iskemik beyin dokusunda artış: bir ilk hızlı faz saat 8,16için kalıcı bir yavaş faz izledi. Bu bifazik artış nedeniyle, qT1 kontur zamanlamayla kullanımı qT1ρ Mr 15daha karmaşık olabilir. qT2 gevşeme kez de BI phasic bir değişiklik sıçan odak darbede sayede orada bir ilk kez 13ile doğrusal bir artış ardından ilk bir saat içinde kısalma gösterir. İlk kısalması de dahil olmak üzere iki paralel çalışan faktör tarafından açıklanabilir: (i) birikimini deoxyhemoglobin sonuçlanan sözde 'negatif kan oksijen düzeyi bağımlı etkisi' ve (ii), hücre dışı suya kayması Hücre içi alanı 17,18. QT2 Saat-bağımlı artış nedeniyle sitotoksik olasıdır ve/veya vasogenic ödem ile hücre içi ve sonraki dökümü makromoleküllerin 18yapıları. QT1ρ ve qT2 veri preklinik modelleri 14kontur başlangıçlı süreyi doğru tahminleri sağlamak. qT2 12 ve T2-ağırlıklı sinyal yoğunluklarda 19,20 Ayrıca için istismar kontur başlangıçlı süresi tahmini klinik ayarları.
Hemisferik farklılıkları niceliksel gevşeme kez ek olarak yükseltilmiş dinlenme zamanlarının iskemik bölgedeki mekansal dağılımı da Suretler için kontur başlangıçlı saat 14olarak hizmet verebilir. Kontur, bölgeleri yükseltilmiş qT1ρ, qT2 ve qT ile fare modellerinde1 gevşeme kez Difüzyon iskemik lezyon tanımlanan başlangıçta küçük olan, ancak saat 14,15ileartırır, 21. Bu nedenle miktar yükseltilmiş gevşeme kez kayma dağılımı iskemik lezyon boyutunun bir yüzdesi olarak ayrıca tahmini 14,15olmak için kontur başlangıçlı zaman sağlar. Burada, kontur başlangıçlı zamanı qMRI parametrelerini kullanarak kontur, fare modeli belirlemek için iletişim kuralı açıklar.

<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 beyin su azaltılmış Difüzyon katsayısı ile akut iskemik inme algılamak için bir hassas ve belirli görüntüleme aracı sağlar. İskemik inme bir sıçan modelinde, nicel T1 ve T2 Mr gevşeme süreleri (qT1 ve qT2) (düşük Difüzyon tarafından belirlenen) iskemik lezyon ve kontralateral iskemik olmayan yarıküre arasındaki farkları artırmak Kontur başlangıçlı zaman ile. MRI gevşeme zamanı farkların zaman bağımlılık buluşsal olarak doğrusal bir işlev tarafından açıklanan ve bu yolla kontur başlangıçlı zaman basit bir tahmin sağlar. Buna ek olarak, anormal qT1 ve qT2 iskemik lezyon içinde hacimleri doğrusal olarak kontur zamanlama için tamamlayıcı bir yöntem sağlayan zaman artış. (Yarı) otomatik temel bilgisayar yordam quantified Difüzyon katsayısı sıçan iskemi dokusunda akut iskemik inme betimlemek için sunulmuştur. Bu rutin de qT1 ve qT2 gevşeme kere ve konumu ve anormal qT1 ve qT2 voxels lezyon içinde hacmi hemisferik farklılıkları belirler. Belirsizlikler qT1 başlangıçlı süresini tahminleri ile ilişkili ve qT2 MRG veri inme ilk 5 saat 47 dk ± ± 25 dk değişir. Anormal qT1 ve qT2 lezyon birimleri örtüşen birim miktarının tarafından elde edilen, ' Vüst üste' olarak adlandırdığı en doğru başlangıç süresini tahminleri (± 25 dk) veya qT2 hemisferik farklılıkları miktarının tarafından gevşeme kez sadece (± 28 dk). Genel olarak, qT türetilmiş2 parametreleri bu qT1dan daha iyi performans. Geçerli MRI Protokolü geçici Fokal beyin iskemi için geçerli olmayabilir bir kalıcı odak iskemi modeli hiperakut aşamasında test edilmiştir.

Fareler arasında kan gaz profilleri aşağıdaki gibidir: SO2 95,8 ± %3.2, PbirCO2 51.6 ± 2.9 mmHg ve pH 7,30 ± 0,04.
Tipik Dav, qT2 ve qT1 görüntüleri temsilcisi ispiyoncu MCAO are göstermek içinde şekil1a panelleri ilk 3 4 saat Puan post at merkezi bir dilim. Şekil 1 ' in diğer paneller Albümdeki kırmızı ve bölgelerde yükseltilmiş qT1, qT2 ve bölgeleri Vüst üste ile iskemik lezyon içinde otomatik olarak algılanan iskemik lezyon yeşille gösterilir göster. Kadar 2 h post-MCAO için bölgeler yüksek qT1 iskemik lezyon içinde yüksek qT2 ' den daha büyük (p &#60; 0,01), ama zaman (şekil 1) ile Birleşmiş. Dav tarafından iskemik lezyon bölgelerinde yüksek qT1 da büyüktü (p &#60; 0,05) ve qT2 (p &#60; 0,05) ilk iki saat içinde.
Zaman bağımlılıkları qMRI parametrelerinin Şekil 2' de gösterilmiştir. Tüm qMRI parametreler zaman yazı MCAO önemli belirleyicileri vardı (ΔT1: R2 0.71, ΔT2=: R2 = 0,75, f1: R2 0,53, f2=: R2 0,82, V = üst üste: R2 0,87 =). Kontur başlangıçlı yaşından beri ± ΔT1, ΔT2, ± f1, f2için ±34 min ve ±25 min Vüst üsteiçin 47 dk 28 dk ± 37 dk her parametre için RMSE dayanarak, belirsizlikler zaman tahminleri ile ilişkili. Böylece, Vüst üste kontur başlangıcından beri zamanların en doğru tahmin verdi.
MCAO gri madde (şekil 1 d) ağırlıklı olarak geri dönüşü olmayan iskemik hasara doğrulandıktan sonra TTC boyama örnekleri yaklaşık 6 h beyin.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
Şekil 1: qMRI parametreleri bir örnek sıçan iskemik inme nedeniyle değişimler. (bir) örnek qMRI görüntüleri bir iskemi 4 saat boyunca gösterir. İlk dört sütunlar show Dav haritalar, qT2 haritalar, qT1 haritalar ve T2 görüntüleri sırasıyla ağırlıklı. Kalan sütunları göster: Dav otomatik olarak parçalı lezyonlar çeşitli temsilleri ile eşleştirir. Otomatik olarak algılanan Dav lezyon sütun 5 kırmızı gösterilir. Sütun 6 Dav lezyon yeşille gösterilen yüksek qT2 kırmızı voxels ile gösterilir. 7 D sütunundaav lezyon yeşille gösterilen yüksek qT1 voxels kırmızı renkte gösterilir. Sütun 8 Dav lezyon kırmızı voxels yükseltilmiş qT1 ve yeşille gösterildiği qT2 (Vüst üste) ile gösterilir. (b) Dav lezyon zaman yazı MCAO bir fonksiyonu olarak, hem de sıfır, lezyon qT2 dağılım qT2 dağılımını gösterir. (c) karşılık gelen qT1 dağıtımları, hem panelleri (b) ve (c) ilgili bitişik efsane gösterir. 6 h post-MCAO, hayvan kurban edildi sonra (d) TTC lekeli beyin dilim gösterir. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Bu rakam daha büyük bir versiyonunu görüntülemek için buraya tıklayınız.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
Şekil 2: zaman post-MCAO ve qMRI parametreleri iskemi zamanlaması için ilgili arasındaki ilişkileri. (bir) gösterir f1, (b) f2, (c), Vüst üste, (d), ΔT1 ve (e), ΔT2. Her parametre (düz kırmızı çizgi) için en uygun ve RMSE barlar (düz siyah çizgiler) gösterilir. Noktalı çizgiler her MCAO için tabi vermeyebilen 5 sıçan temsil eder. <a href="https://ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Bu rakam daha büyük bir versiyonunu görüntülemek için buraya tıklayınız.</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

Kontur başlangıçlı süresi tahmini kantitatif manyetik rezonans görüntüleme (qMRI) parametreleri istismar inme, bir fare modeli için bir protokol açıklanmıştır. Yordamı Difüzyon Mr tarif için akut inme lezyon ve nicel T1 ve T2 (qT1 ve qT2) gevşeme kez kontur zamanlaması için patlatır.

Manyetik rezonans görüntüleme protokolü için kontur başlangıçlı süresi tahmini olarak kalıcı serebral iskemi

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 Görüntüleme.  University of Bristol. Kontur başlangıçlı süresi tahmini kantitatif manyetik rezonans görüntüleme (qMRI) parametreleri istismar inme, bir fare modeli için bir protokol açıklanmıştır. Yordamı Difüzyon Mr tarif için akut inme lezyon ve nicel T1 ve T2 (qT1 ve qT2) gevşeme kez kontur zamanlaması için patlatır.

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.

Canlı Manyetik Rezonans Spektroskopisi Drosophila melanogaster Magic Açısı İplik kullanarak

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

Nörobilim

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.

Çoklu-fare nöroanatomik Manyetik Rezonans Görüntüleme

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.

İnsan orta beyin için yüksek çözünürlüklü Fonksiyonel Manyetik Rezonans Görüntüleme Yöntemleri

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.

Birincil Motor Cortex Metabolizması Üzerindeki Bi-hemisferik Transkraniyal Elektrik Stimülasyon Etkileri Ölçüm Aracı Olarak Manyetik Rezonans Spektroskopisi Kullanımı

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.

Yüksek çözünürlük<em&gt; İn Vivo</em&gt; 3T Manyetik Rezonans Görüntüleme kullanma İnsan hipokampal alanlar için Manuel Segmentasyon Protokolü

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.

İnsan Subcortex yüksek çözünürlüklü yapısal Manyetik Rezonans Görüntüleme<I&gt; İn Vivo</I&gt; Ve Postmortem

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

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

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

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

3D Baskı Teknolojisini kullanan Histoloji ile MRG Birleştirme: Beyin için Protokol Kesit

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.

Serebral Vasküler Endotelyal Hücrelerinde Bioenerjetik Fonksiyonun Değerlendirilmesi

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.

Kortikal Fizyoloji yanıt inhibisyonu ile ilgili ölçmek için online Transkraniyal manyetik stimülasyon Protokolü

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.

Kronik omurilik kompresyonu difüzyon tensor manyetik rezonans görüntüleme

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