We would like to thank Mr. Nachum Stern and Ms. Fanny Attar for their excellent technical assistance. H.D. holds the Fred and Andrea Fallek Chair for Breast Cancer Research.

<html>注：すべてのプロトコルはメイア医療センター、クファル·サバ、イスラエルの内部審査委員会によって承認された署名インフォームドコンセントがすべての被験者から得た。 MRIスキャナ1.患者の準備と配置<ol><li>造影剤を注入するための左または右の腕に静脈内カテーテルを挿入します。 </li><li> 図5に示されたように、患者が乳房コイルの二国間の開口部に自由にぶら下がって両方の乳房と腹臥位に横たわっていることを確認します。 </li><li>ヘッドは、患者の頭部と首の快適さのために枕の上に配置され、 図5に示されたように両腕を頭の上に置かれていることを確認します。 </li><li>各胸を図5に示されているように深く各コイル開口部内で可能な限り緩いとをぶら下げ、中央の位置にあることを確認してください。 </li></ol>E 5 &quot;SRC =&quot; /ファイル/ ftp_upload / 52048 / 52048fig5highres.jpg &quot;/&gt; 図5：乳房のMRIスキャンのための女性の位置づけ。腹臥位と乳房コイルの二国間の開口部で両乳房のフリーハンギングに注意してください。 <ol start="5"><li>静脈カテーテルに自動注入ポンプを接続します。 </li></ol> 2. MRIスキャン<ol><li>両方の乳房を局在化するためのMRIスキャナーでパイロット画像を取得し、視野（FOV）を決定し、完全に腋窩及び胸壁の拡張の両方の胸をカバーするスライス及びスライス厚の数。 </li><li> MRIスキャナで実行されるすべての次のスキャン·シーケンスでは、各ケースのFOV、スライス番号とスライス厚と同じ値を保持する。例えば、胸の大きさ、および位相エンコード方向Lに応じて、読み出しおよび位相方向の360ミリメートル2~3ミリメートル（mm）の範囲のスライス厚のFOV 60の軸方向スライスを取得する2;&gt; RまたはR &gt;&gt; L.は、 表1に示すように、各シーケンスのために使用される取得行列の次元に応じて、以下の配列の面内解像度を変更します。 </li></ol><table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0"><tbody><tr><td>実験パラメーター</td><td> 2DのT2重み付け</td><td> 2D DTI </td><td> 2D GEフィールドのマッピング</td><td> 3D DCE </td></tr><tr><td>繰り返し時間（TR）ミリ</td><td> 5500 </td><td> 10800 </td><td> 669 </td><td> 6.8 </td></tr><tr><td>エコー時間（TE）ミリ</td><td> 122 </td><td> 120 </td><td> 4.92 </td><td> 2.49 </td></tr><tr><td> TE（2） </td><td></td><td></td><td> 7.38 </td><td></td></tr><tr><td>フリップ角を度単位</td><td></td><td></td><td> 60 </td><td> 18 </td></tr><tr><td>買収行列</td><td> 640×428 </td><td> 192×192 </td><td> 64×192 </TD&gt; <td> 428 X 428 </td></tr><tr><td>平均値</td><td> 1 </td><td> 1 </td><td> 1 </td><td> 1 </td></tr><tr><td>連結</td><td> 4 </td><td> 1 </td><td> 1 </td><td> 1 </td></tr><tr><td>ターボ要因</td><td> 21 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>スライスあたりの列車の数</td><td> 11 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>エコー間隔、ミリ秒</td><td> 10 </td><td> 0.79 </td><td></td><td></td></tr><tr><td>帯域幅、ヘルツ/ピクセル</td><td> 300 </td><td> 1860 </td><td> 1532 </td><td> 560 </td></tr><tr><td>平面スキャン解像度で</td><td> 0.56 X 0.84 </td><td> 1.9×1.9 </td><td></td><td> 0.8×0.8 </td></tr><tr><td>平面画像の解像度で</td><td> 0.56 X 0.56 </td><td> 1.9×1.9 </td><td> 1.9×1.9 </td><td> 0.8×0.8 </td></tr><tr><td>取得時間、分：秒</td><td> 4時26分</td><td> 6：09 </td><td> 1時28分</td><td>午前1時06分（X9） </td></tr><tr><td>拡散勾配の＃ </td><td></td><td> 30 </td><td></td><td></td></tr><tr><td>脂肪抑制</td><td>いいえ</td><td> FAT-SAT / SPAIR 1 </td><td></td><td>いいえ</td></tr><tr><td> b値、秒/ mm 2の</td><td></td><td> 0、700 </td><td></td><td></td></tr></tbody></table> 表1：本研究で用いた系列の実験パラメータ 1 FAT-SAT：脂肪抑制。 SPAIR：スペクトラル弱毒反転回復。 <ol start="3"><li> MRIスキャナのユーザーインターフェースコンピュータで両乳房と腋窩を含む領域をローカライズし、シミングボックスを定義します。磁場29を最適化するために、反復シミング戦略を適用します。 <ol><li>ユーザインターフェースコンピュータの画面上にプロトンスペクトルを表示およびtにおける周波数を中心とすることでシミングを調整する彼はその後、水共鳴周波数と脂肪共鳴周波数に。それが最高の脂肪と水の信号を分離し、プロトンスペクトルで明らかにされるように最大の信号強度と形状を最適化するまでシミングを繰り返します。照射周波数が水の共鳴周波数を中心としていることを確認します。 </li></ol></li><li> 2.ポップアップ表示されたパラメータを修正して加速係数で、一般的な自動キャリブ部分的に並列買収（GRAPPA）を使用して、脂肪抑制することなく、高空間分解能でのユーザー·インタフェース·コンピュータを介して2次元バーサルT2強調ターボスピンエコーマルチスライス·シーケンスを適用します表1の列「2D T2重み付け」のそれぞれの値に応じて、画面上。 </li><li>二回のパラメータ加速係数2.修正により、GRAPPAを使用して、エコープラナーイメージングシーケンス30をリフォーカスを使用してDTI - 2次元バーサル、脂肪抑制、スピンエコー拡散テンソル画像のユーザインタフェースコンピュータを介して適用しますそれは、 表1の欄「2D DTI」でその値に応じて画面上にポップアップ表示されます。 </li><li>エコープラナーイメージング（EPI）における幾何学的歪みを補正するためのユーザインターフェースコンピュータを介してフィールドマッピングシーケンスを適用し、Jezzardとバラバン31に記載されているように、位相差画像を得る。配列は、2つのイン相異なるエコー時間を有する二次元横断勾配エコー（GE）画像の取得が含まれていることを確認し、位相エンコード方向は、DTIシーケンス（ ステップ2.5）と同じであること。 表1の列「2D GEフィールドマッピング」で、その値に応じて画面上にポップアップ表示されたパラメータを修正してください。 </li><li> 3時点（3TP）法32に従って最適化されたパラメータで、ユーザー·インタフェース·コンピュータを介して脂肪抑制することなく、3D高速グラジエントエコーシーケンスを使用してプロトコルを強化し、ダイナミックコントラストを適用します。そのパラメータを修正表1の列「3D DCE」でその値に応じて画面上にポップアップ表示されます。 <ol><li> ステップ2.7におけるプロトコルに従って2つの初期precontrast画像を記録。 </li></ol></li><li>生理食塩水のフラッシュ20mlを、続いて、2ミリリットル/秒の速度で自動化されたポンプを使用して、0.1ミリモル/ kg体重の用量で、第2のプレコントラスト取得造影剤gadopentetatedimeglumineの終了前に15秒を噴射2ミリリットル/秒。 <ol><li> 54、120、186、252、318、384、450秒のポスト造影剤注入でステップ2.7におけるプロトコルに従って7シーケンシャル3Dデータセットを記録し続けます。 </li></ol></li><li>二次元横断T2強調脂肪ターボスピンエコーマルチスライスシーケンス加速係数2.とGRAPPA、 ステップ2.4に記載さT2強調画像のために使用されるものと同様の実験の詳細を使用して、高空間分解能での抑制ユーザインターフェースコンピュータを介して適用する</s·チョン&gt;。 NOTE：MRIプロトコルにおけるステップを要約経時変化を図6に提供される。 </li></ol><img alt="図6" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig6highres.jpg" /> 図6：臨床MRIプロトコルの時間経過。 3.画像処理<ol><li>すべてのスキャンシーケンスによって得られたデータセット全体を転送する（ ステップ2.4に記載されて- 2.9）リモートワークステーションやパーソナルコンピュータへと乳房の拡散テンソル画像とDCE-MRIを分析するために捧げたソフトウェアプログラムで画像の全体のデータセットを処理する。 <ol><li>ここでは、MATLAB 19のプログラミング環境を使用して検証したC ++で書かれた手製のソフトウェアパッケージを用いて説明する手順を実行します。一般的に、商業的スキャナは、乳房に適合させることができる脳DTI実験のために画像処理ツールを提供するが私たちの自家製ソフトウェアパッケージによって適用されたすべての処理機能を持っていない可能性があり</li></ol></li><li> 図7のフローチャートのステップ以下の専用DTI画像処理ソフトウェアを使用して、DTIデータセットの画像処理を行う。 </li></ol><img alt="図7" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig7highres.jpg" /> 図7：DTI処理に必要な手順を示すフローチャート 。 <ol style="margin-left: 40px;"><li> （約1cm 2の）乳癌および関心の3~4領域における残りの組織の外部の騒音レベルを評価し、最大ノイズレベルを見つけるためにDTIソフトウェアプログラムを使用する。 </li><li> 6拡散係数、D xxは 、D yyは 、D、最大ノイズレベルを超えると、60スライスのそれぞれの全ての画素において、画素ごとに計算するためにDTIソフトウェアプログラムを使用しDが 33以下に記載対称テンソルのZZ、D xyは、DのXZ、DのYZ、（ 図8参照） <img alt="式1" fo:content-width="2in" src="/files/ftp_upload/52048/52048eq1.jpg" /> D xyの = D YX、D ZY = D YZ、DのZX = DのXZ。 <ol><li> Siは、jが（b）の信号のSi、jの（b）は= Siの（0）のexp（-bD）：テンソル成分はStejskal-Tannerの式に基づいて、非線形回帰フィッティングプログラムを使用して計算するために方向j及びSiの拡散勾配を画素iの輝度（0）bは0ミリメートル2·sの同じ画素の信号強度である。このフィッティングは、各拡散勾配方向30の非線形関数の二乗和を最小化レーベンバーグ·マルカートアルゴリズム34。このステップはフリーソフトウェアcminpack（によって行ったの修飾による6拡散テンソル変数コンポーネント<a href="http://devernay.free.fr/hacks/cminpack/index.html" target="_blank">http://devernay.free.fr/hacks/cminpack/index.html</a> ）。 </li></ol></li></ol><img alt="図8" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig8highres.jpg" /> 図8：対称拡散テンソルを生じる計算ステップの概念図。 <ol start="3" style="margin-left: 40px;"><li>主成分分析（PCA）35を適用することにより、各画素における対称拡散テンソルを対角化するためにDTIソフトウェアを使用してください。 注：PCAは、データの次元を削減し、無相関と直交軸の新しい座標系に相関ピクセル·パラメータをマッピングする線形変換を見つけるために一般に使用される方法である。このPRocess各画素3固有ベクトルための収量（ν1、ν2、ν3）、組織の拡散枠と一致する楕円形状の3つの直交軸、及び対応する3つの拡散固有値の拡散方向を規定する、ハイから配置ローに、3方向拡散係数を決定すること（λ1、λ2、λ3）（ 図9および10を参照のこと）。 </li></ol><img alt="図9" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig9highres.jpg" /> 図9：組織の拡散フレームと楕円するモデリングと一致して固有値と固有ベクトルを生じる計算ステップの概念図。 <img alt="図10" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig10highres.jpg" /> 図10：Schemat正常な腺管組織及び癌組織における拡散固有ベクトルと固有値を算出するメイン処理ステップでIC図面。 <ol start="4" style="margin-left: 40px;"><li>各画素ごとに&lt;λ&gt; =（λ1 +λ2 +λ3）/ 3 3固有値の平均として定義見かけの拡散係数（ADC）を計算するためにDTIソフトウェアプログラムを使用してください。 </li><li>各画素ごとに差（ - λ3λ1）のように定義最大の絶対的な異方性指数を計算するためにDTIソフトウェアプログラムを使用してください。 </li><li>画素ごとに（一方向に自由拡散）1に（等方性拡散）0の間の範囲であり、以下の式に従って異方性比率（FA）指数を計算するためにDTIソフトウェアプログラムを使用します。 <img alt="式2" fo:content-width="3in" src="/files/ftp_upload/52048/52048eq2.jpg" width="300" /></li><li> displaにDTIソフトウェアプログラムを使用して、両乳房全体に各スライス内の画素によってY画素1νプライム固有ベクトルの方向を示すベクトルマップ、およびν1の主方向を示す3色のカラーコード化されたマップと同じのT2強調画像上にオーバーレイスライスします（ 図9）。このステップは、フリーソフトウェアのGTK（使用して行った<a href="http://gtk.org" target="_blank">http://gtk.orgを</a>グラフィックス）。 </li><li>すべての拡散テンソルの値がλ1、λ2、λ3、ADCパラメータ両方の乳房全体の各スライスに画素ごとに表示した拡散テンソル画像パラメトリックマップ、λ1-λ3を構築するためにDTIソフトウェアプログラムを使用し、 FAと同一スライスのT2強調画像上にオーバーレイする（ 図11）。 </li></ol><img alt="図11" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig11highres.jpg" width="700" /> <strオング&gt;図11：同じスライスのT2強調画像に重ね24歳の健康なボランティアの乳房内の中央スライスのパラメトリックDTIマップの出力ディレクトリ。。 - 赤と方向マップは後部と足の方向に緑を示す頭部への権利、緑を示す前方に左を示す。ベクトル地図内のベクトルが白い線でマークされていることに注意してください。すべての拡散係数および最大異方性指数は10 -3 mm 2の/秒の単位である。 FAは無単位である。ベクトルマップ中のスケールバーは20mmの長さを指し、T2画像中のスケールバーは、残りのすべての画像で20mmの長さを指す。 <ol start="3"><li>必要に応じて、幾何学的歪みは、 ステップ2.6に記載のように得られた位相差マップをロードすることによって、修正するためにDTIソフトウェアプログラムを使用する。 +πrepreseに-πの範囲に勾配エコー画像中のノイズレベル以上の全画素の位相差マップの範囲をシフトラジアン（ 図12）における位相シフトΔɸ（x、y、z）をnting。 <ol><li>に応じてピクセル単位で空間的なシフトを計算するためにDTIソフトウェアプログラムを使用します。 <img alt="式3" fo:content-width="1.5in" src="/files/ftp_upload/52048/52048eq3.jpg" width="150" /> ΔTEは、2つのエコー間の時間差である2.46×10 -3秒に等しく、BWP実験における位相帯域幅は13.2ヘルツ/ピクセルに等しくなる。フィールドマップに従ってピクセルシフトし、拡散テンソルパラメータ（ 図12）再計算します。 </li></ol></li></ol><img alt="図12" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig12highres.jpg" /> 図12：位相差マップを用いて幾何学的歪みの補正の例は、画像は、浸潤性小葉癌を有する47歳のボランティアから記録した。左のT2強調画像上の最初の列と、スライスの位相差マップ中左乳房にがんと表示されます。第二と第三の列は1マップが補正前の最初の行に表示され、補正後のλ1のマップは2行目に表示されているλ。 λ1のマップは、対応するT2強調画像上にオーバーレイされている。 2 番目の列内の水の拡散係数の全範囲（0.8〜3.0）×10 -3 mm 2の/秒カラーコードスケールのために使用され、3 番目の列に縮小範囲は、1.7×10の閾値で使用され左乳房の癌と正常乳房組織との間のコントラストを強調-3 mm 2の/秒。 T2画像中のスケールバーは、すべての画像で20mmの長さを指す。 <ol start="4"><li>そのような3TPの画像処理ソフトウェア17として強化の動力学的パラメーターのピクセルマップによってピクセルを提供するソフトウェアを使用してDCE-MRIデータセットの画像処理を行う。 </li></ol>

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M., Eyal, E., Grobgeld, D., Degani, H., Hennig, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Diffusion+tensor+based+reconstruction+of+the+ductal+tree+[abstr].">Diffusion tensor based reconstruction of the ductal tree [abstr].</a> , 3649 (2011).</li><li>Jezzard, P., Clare, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sources+of+distortion+in+functional+MRI+data.">Sources of distortion in functional MRI data.</a> Hum Brain Mapp. 8 (2-3), 80-85 (1999).</li><li>Jones, D. K., Cercignani, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Twenty-five+pitfalls+in+the+analysis+of+diffusion+MRI+data.">Twenty-five pitfalls in the analysis of diffusion MRI data.</a> NMR Biomed. 23 (7), 803-820 (2010).</li></ol>

著者らは、開示することは何もない。

この研究は、 インビボでの両乳房の全乳腺組織中の水拡散テンソルのパラメータを測定するために、高い空間分解能（1~8 mm 3で ）で3 Tでスキャンし、DTIの能力を実証する。同時に大DTIデータセットのこの研究有効に分析の過程で開発され、アルゴリズムとソフトウェアのアンサンブルは、様々な拡散係数、λ1、λ2、λ3の拡散パラメトリックマップを表示し、ADCと異方性指数が1-λをλ 3、すべての乳房のスライスとFA。この研究はまた、乳癌を検出し、診断するための様々な拡散係数と異方性指数の可能性を強調している。所見は、プライム拡散係数は、1λ、正常な乳房組織から悪性分化する実質的な能力を、乳癌を検出するための主要なパラメータであることを示した。二次indepen凹みパラメータは、高感度が、λ1よりもはるかに低い特異性で、プライム拡散係数によって検出を確認するように作用する最大異方性指数である。 結果はまた、 インビボでの指向性の水の拡散を測定し、両方の乳房全体の腺管/腺組織中の拡散の異方性を定量化するためのMRIの能力を実証した。異方性測定は30拡散勾配方向の均一精度プロファイルを確実にするために適用した。 120ミリ秒の高エコー時間の選択、及び空間分解能の最適化は、ダクト内の水の拡散の制限を明らかにした。通常のダクトの平均サイズは40〜100ミクロン36の範囲で〜70％、90μmであることが報告された。アインシュタイン方程式に従って自由水拡散の変位Dは自由水の拡散係数であり、x =（6Dt）1/2を意味し、拡散トン時間。 （〜0.3の上限値）を比較して、乳房に比較的低いFA値につながる、我々の実験では、xは約25μmであるため、腺管水分子の一部のみが、乳管の壁によって制限されている検出された値に脳白質（≥0.5）で。卿でアストリー·クーパーは、それが、それぞれが乳管ツリーで構成される、ヒト乳房組織が ​​別々の葉に編成されていることが明らかとなった25を研究。授乳中の乳房37の予備的な超音波の研究が試みられ、並びに二次形状測定値38を使用して乳管の断面構造の検出された。しかし、撮像方法は、これまで生体内で両方の乳房全体乳管系を明らかに成功していない。 DTI結果から全体の3D乳管ツリーシステムを得るためのアルゴリズムは、まだ開発中ですが、ベクトルは明らかに乳腺木々の詳細かつ高度に多様な解剖学を明らかにする可能性を示すマップします。最近、私私たちのDTIのデータセットに基づいて、乳房のフル3Dトラッキングのnitial試みは39を報告しました。 この作業の過程で、技術的な限界に起因非効率的な脂肪抑制及びEPIの歪みに注目されている。脂肪抑制は、高密度の乳房における通常効率的であった脂肪抑制シーケンス（FAT-SAT）によって達成された。しかし、脂肪の胸に、より効率的かつB1不均一性の影響を受けにくいスペクトル選択弱毒反転回復（SPAIR）は、適用された。 EPIベース拡散プロトコルは、誘導される渦電流、B 0磁場不均一性と感受性の違い40,41の勾配に起因する追加の制限がありました。これらの制限は、水と脂肪の信号に反復自動および手動のシミングを使用して、下の可能なエコーの間隔を選択することによって最小化された。プロトコールに記載されるように加えて、幾何学的歪みの後処理補正は時折適用した。全体的な、強い水信号との密な乳房の場合には、それは技術的な限界を克服することが可能であった。しかし、非常に脂肪の胸にこの研究では5例は、上記の制限に起因して分析することができなかった。 要約すると、乳房の拡散テンソルMRIのためのプロトコルおよび画像処理ツールが開発されている。この完全に安全で迅速、かつ非侵襲的方法は、正確に乳房構造を解剖し、診療所での乳癌の検出を容易にすることができる。プライム拡散係数、λ1、および最大異方性指数、λ1-λ3は 、癌を検出するための2つの独立した拡散パラメータとして機能することが見出された。乳癌患者の臨床試験は、これら2つのパラメータを検出効率がDCE MRIに匹敵することを示した。このように、基本的な乳房のアーキテクチャのと癌発生の理解と明らかへの依存からこのメソッドの新興定量化の有意な変化、ならびにその安全かつ迅速な方法であるが、大規模プロスペクティブ試験で乳癌スクリーニングのための臨床的影響を試験するための乳管増殖を伴う種々の発生態様を検討するための貴重なツールにする。

乳癌は、世界中の女性の癌の最も一般的な原因である。乳がんの早期発見は、乳癌患者の生活の質および生存を改善するのに重要な役割を有している。乳癌の検出のための現在の標準的な方法は、X線マンモグラフィと超音波走査に基づいている。これらの技術の不十分な感度および特異性は、特に高密度の乳房内の病変を検出するために、乳房の磁気共鳴画像（MRI）を含む他の技術の開発を刺激してきた。ダイナミックコントラスト増強（DCE）MRIは、乳癌1,2の検出および診断のための強力なツールとして確立されており、しばしばコンピュータ支援診断によって促進される3を意味する。現在、このようなハイリスク患者4のような特別な場合のためではなく、日常的なスクリーニングのために、おそらく、高コスト、造影剤の注入を使用する必要性、標準化aの不足のために使用されND低/中程度の値から5,6組み合わせたマンモグラフィーとDCE-MRI 7,8を用いて得られた高い値の範囲に悪性病変から良性の差別化変数特異性。より最近では、MRI及び見かけの拡散係数（ADC）の得られたマップを重み付け拡散DCE-MRIを補完する方法として評価され、それはADC値は、癌、良性病変と正常乳房組織9,10を区別しやすくすることができることが示された。また、乳房の拡散テンソルイメージング（DTI）の研究は1.5 T 11-15の磁場強度で3 T 16-24の健康なボランティア及び乳房病変を有する患者において開始された。これらの研究のほとんどは、ADC及び異方性比率（FA）値11,12,14,15,20-23を報告し、FA 13,20よりもより再現ADC値で再現性があることが、これらの2つのパラメータを発見した。これらの研究の結果は、悪性病変がコンプとして低いADC値を示すことが示され正常組織と良性病変にARED、しかし、矛盾する結果は、価値観やFA 11,12,14,20-23の診断能力に報告された。 3 T- DTI研究乳房組織枠三テンソルの固有値および固有ベクトルの値も同様に報告され、その結果を主固有ベクトルと固有値のパラメトリックマップのベクトルマップで提示し、ADC、FAのセット内のそして最大の異方性指数16-19,24。これらの研究では主拡散固有値と最大異方性が癌病変の検出および診断のための最も敏感な独立したパラメータとして機能することが示された乳房は乳腺組織と脂肪組織で構成されている。線維腺組織はさらに大きさと形状で非常に可変的である多くの葉、から構成されている。各ローブ微細構造は、機能的乳腺ツリーと腺組織を形成することに関連する小葉、および周囲の結合-Fiが備わってい繊維状組織。ほとんどの乳房の悪性腫瘍は、周囲の組織への浸潤によって浸潤癌に変わるその場での癌、 で開発ダクトや小葉の上皮細胞の異常な増殖によって開始します。したがって、乳管/小葉構造は、悪性乳房変換の調査の不可欠の領域である。 乳管樹の構造的特徴は、最初の乳房切除標本25のダクトに着色ワックスの注入を使用して、サー·アストリー·クーパーによって1840年にex vivoで検討した。最近では、全体の胸乳管樹のコンピュータ派生追跡は、乳房切除標本26,27を使用して、いくつかの人間の胸に達成されている。ここで提示作業は、 インビボ拡散テンソル画像化によって得られたパラメータは、非浸潤性乳癌の検出も可能にする、異なる乳房組織の微細構造の特徴に関連する情報を提供することを示している。 P乳房の拡散テンソル画像の基礎となるhysical原理は、制限環境28内の異方性水拡散を測定し、定量化するためにMRIの能力に基づいている。一般的には、均質な溶液中での水の拡散は無料で等方性で水の動きが不浸透性の壁であるため制限のため停止した場合には、しかし、拡散が（壁に垂直な壁に速い自由拡散平行遅い制限拡散異方性になる図1）。組織中の水の拡散は複雑であり、細胞を含む細胞内および細胞外コンパートメントの構造的および生理学的特徴に依存&#39;のサイズ、細胞の膜を通して、ならびに血管およびリンパ管ネットワークの存在に密度、細胞外のねじれ及び水交換（ 図2）。 <img alt="図1" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig1highres.jpg" /> 図1：無料と制限された拡散透過性の壁（右）によって制限水分子自由拡散（左）と拡散の模式図。。 <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig2highres.jpg" /> 図2：組織における複雑拡散外および細胞内コンパートメント及びこれら二つのコンパートメント間の水交換（矢印）における水分子の移動を示すセルラシステム内の水分拡散の概念図。 により胸の特定のアーキテクチャの特徴に乳管や小葉中の水分子の拡散が制限されたと異方性運動の特定の例を提示する：ダクトの壁に並行してと拡散が自由拡散のそれに近い小葉が、それは壁によって制限され、壁に垂直な方向では、2つから構成される細胞と基底膜の層。従って乳管/腺系における拡散が比較的速いと異方性である。一方、管を ​​周囲の結合線維組織における拡散は、この組織で高含水率および低細胞密度（ 図3および図4）の結果として、迅速かつ等方性である。悪性腫瘍の存在下で、癌細胞による管および小葉の閉塞は、すべての方向に異方性運動の拡散係数の減少（ 図3および4）を引き起こし、水の動きのねじれ、制限を増加させる。 <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig3highres.jpg" /> 図3：乳房の小葉における拡散小葉を通してカットし、1小葉内の水の拡散の模式図。。左：速い示した小葉」の壁によって制限された水の拡散壁に垂直拡散の壁に平行かつ制限拡散。右：癌細胞と小葉で拡散。外区画における拡散は非常に妨げが、全ての方向に類似し、したがって、ほぼ等方される。 <img alt="図4" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig4highres.jpg" /> 図4：乳管ツリー系内の水分拡散左：彼らの放射方向、およびそれらの相互分岐25を示す色付きのワックスを注入した乳管、。ミドル：ダクト（黒矢印）の内部拡散を示すベクターを用いた通常の乳管ツリーの概略図及び結合組織における（緑の矢印）。右：癌細胞の2つの遺伝子座（紫）と乳管ツリーの概略図。赤矢印は、癌における拡散を示す。 本稿では詳細に拡散テンソル走査方式とPRを説明ocessingアルゴリズムや乳房の悪性腫瘍の検出が有効DTIデータセットのソフトウェア分析。全ての癌は、乳房生検および/または外科的標本の組織病理学的所見により確認された。我々はまた、乳房の解剖学的特徴を取得するためのT2強調スキャンプロトコルと同様に、DTI検出感度を評価するための参照方法を務めDCEスキャンプロトコルを記述している。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52048/52048fig4large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a>

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="1079">
	<tbody>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:364px;">Material/Equipment&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;</td>
			<td style="width:180px;">Company/ Catalog No.&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;</td>
			<td style="width:180px;"></td>
			<td style="width:355px;">Comments/ Description</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="41" rowspan="2" style="height:41px;width:364px;">Magnetol-Gadopentetatedimeglumine</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;">Soreq, Yavne, Israel</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;"></td>
			<td rowspan="2" style="width:355px;">0.5M</td>
		</tr>
		<tr height="21">
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="41" rowspan="2" style="height:41px;width:364px;">3 Tesla MRI scanner,&#160; MAGNETON Trio&#160;&#160;</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;">Siemens, Erlangn, Germany</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;"></td>
			<td rowspan="2" style="width:355px;">120</td>
		</tr>
		<tr height="21">
		</tr>
		<tr height="22">
			<td height="22" style="height:22px;width:364px;">Bilateral breast&#160; array coil&#160;&#160;</td>
			<td style="width:180px;">Siemens, Erlangn, Germany</td>
			<td style="width:180px;"></td>
			<td style="width:355px;">4-channel</td>
		</tr>
		<tr height="22">
			<td height="22" style="height:22px;width:364px;">Bilateral breast&#160; array coil&#160;&#160;</td>
			<td style="width:180px;">In-Vivo, Orlando FA</td>
			<td style="width:180px;"></td>
			<td style="width:355px;">7.channel</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="41" rowspan="2" style="height:41px;">Automated pump, Spectris Solaris MR Injector&#160;&#160;</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;">Medrad, Indianola , PA&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;</td>
			<td rowspan="2" style="width:180px;"></td>
			<td rowspan="2" style="width:355px;"></td>
		</tr>
		<tr height="21">
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="61" rowspan="3" style="height:61px;width:364px;">DTI Image processing software&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;&#160;</td>
			<td rowspan="3" style="width:180px;">Home-built</td>
			<td rowspan="3" style="width:180px;"></td>
			<td rowspan="3" style="width:355px;">Property of Yeda Research and Development Co.&#160; Ltd http://www.yedarnd.com/ContactUs.asp&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="20">
		</tr>
		<tr height="21">
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:364px;">3TP Image processing software</td>
			<td style="width:180px;">Home-built</td>
			<td style="width:180px;"></td>
			<td style="width:355px;">Property of Yeda Research and Development Co.&#160; Ltd http://www.yedarnd.com/ContactUs.asp&#160;</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

tracking the mammary architectural features and detecting breast cancer with magnetic resonance diffusion tensor imaging

Breast cancer is the most common cause of cancer among women worldwide. Early detection of breast cancer has a critical role in improving the quality of life and survival of breast cancer patients. In this paper a new approach for the detection of breast cancer is described, based on tracking the mammary architectural elements using diffusion tensor imaging (DTI). 
The paper focuses on the scanning protocols and image processing algorithms and software that were designed to fit the diffusion properties of the mammary fibroglandular tissue and its changes during malignant transformation. The final output yields pixel by pixel vector maps that track the architecture of the entire mammary ductal glandular trees and parametric maps of the diffusion tensor coefficients and anisotropy indices. 
The efficiency of the method to detect breast cancer was tested by scanning women volunteers including 68 patients with breast cancer confirmed by histopathology findings. Regions with cancer cells exhibited a marked reduction in the diffusion coefficients and in the maximal anisotropy index as compared to the normal breast tissue, providing an intrinsic contrast for delineating the boundaries of malignant growth. Overall, the sensitivity of the DTI parameters to detect breast cancer was found to be high, particularly in dense breasts, and comparable to the current standard breast MRI method that requires injection of a contrast agent. Thus, this method offers a completely non-invasive, safe and sensitive tool for breast cancer detection.

方法は、最初に、様々なホルモンの段階で正常なボランティアをスキャンすることによってテストされ、実証された。はっきりと見ることができるように図11に示すように、乳腺組織の比較的高い割合の若い健康なボランティアの中心部分の我々のソフトウェアを使用して得られたパラメトリックおよびベクターのマップを示した図 T2強調画像上の（すべての灰色の領域は、乳腺組織であり、明るい領域が太っている）。 1λプライム拡散係数の方向がニップル向いピクセルの大部分を有するベクトルマップv1に示されている。予想されたように拡散テンソル係数の値は、λ3にλ2にλ1から下落。平均拡散係数ADCの計算を可能にし、これらの3つの拡散係数を用いて、異方性比率（FA）及び最大異方性、λ1 - λ3。 FAとλ1のマップのお知らせ- λ <sub&gt; 3これら二つの指標の値の空間分布の高合同。 63歳の正常なボランティアについては、図13に例に示すように、閉経後の女性では乳房は通常、低密度である。拡散係数は、高齢者のボランティアに低いが、異方性指数が原因により管および小葉の下面の直径、したがって、乳管壁に直交する方向に拡散に課される高い制限、高い。ミルクミネラル溶解炭水化物およびタンパク質凝集体を含む水ベースの流体中の脂肪球のコロイドであるので、ダクトのサイズテンソルの感受性を示す別の例では、図14における泌乳ボランティアの例に示されている、乳の粘度は、ダクト内の通常の水の流体のそれよりも高く、したがって、授乳中の乳房の水の拡散係数がlである閉経前の女性24のものよりもower。さらに、乳首の近くにダクトが大きく、ダクトに直交する方向の制限は、非授乳中の乳房よりも低くなり、その結果、異方性指数も同様に低い。しかし授乳中の乳房の小葉-posterior地域では異方性が依然として高い。 悪性腫瘍を有する患者において拡散テンソルパラメータの主な変化は、3つの拡散係数の有意な減少に展示されている。 λ1の変化は、ノイズ比19に最高のコントラストを提供することが見出された。この研究は、他の悪性腫瘍と浸潤性小葉癌（ILC）と3と33浸潤性乳管癌（IDC）と診断された患者、 非浸潤性乳管癌（DCIS）との19、13を含む確認された病理を有する68人の患者が含まれていた。数人の患者は、マルチフォーカルまたはマルチ中心の乳癌を持っていた。がんの大きさVARI10〜30ミリメートルの14ミリメートルと四分位範囲の中央値3〜95ミリメートルエド。これらの患者の全てにおいて、DCE及びDTIの検出率は同等であった。しかし、DCEの向上を示し、癌が原因主に磁場不均一性や歪みやアーティファクトが生じる不十分な脂肪抑制に関連した脂肪の胸で技術的な問題にDTI分析に含まれていなかったとして、病理学によって確認された5例。 乳房の悪性腫瘍を検出するために使用されるλ3 - 15、16と17は、1つの主要な拡散パラメータλ1とλの典型的なパラメトリックマップを証明する数字 。 3TPの色分けされた方法を用いて、T2強調画像、DCE分析の結果に加えて、この図に示すが、。管または小葉に導入における悪性細胞の存在を説明し、それらの周囲のかなりトンを削減する細胞外区画に拡散するのを妨げるように彼拡散係数。また、腺管構造による異方性は、明確な方向とカオスのように全方向に広がる癌細胞のように消えている。平均拡散係数は、このパラメータの正規化は、正常組織19と同様の癌におけるFAの高い値をもたらすので、FAは、乳癌検出のための適切なパラメータではない。しかし、最大の異方性が（15-17フィギュア ）癌を検出するための手段を提供します。結合線維組織はまた、等方性に近く、最大の異方性の低い値を示すのでそれにもかかわらず、このパラメータは拡散係数λ1未満特有のものであり、1〜λための二次パラメータとして機能します。 図17はまた、術前化学療法に対する応答を特徴づけるDTIの能力を実証する。この例では、患者は完全に広告の（4サイクルの処置に応答しriamycin + Cycloxane - 、タキソールの4サイクルが続く）。実際、治療に対する応答は、癌細胞を置き換え、修復、結合組織の存在を示唆し、正常な乳房組織に典型的な値に対する拡散係数の有意な増加を引き起こした。同様の結果は、治療に応答し4の他の患者で得られた。 <img alt="図13" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig13highres.jpg" /> 図13：。63歳の健康なボランティアの中央乳房スライスのパラメトリックDTIマップの出力が同じスライスディルのT2強調画像上に重ね 。 - 赤と方向マップは後部と足の方向に緑を示す頭部への権利、緑を示す前方に左を示す。ベクターは白い線でマークされていることに注意してください。すべての拡散係数および最大異方性指数は1×10 -3 mm 2以上/秒の単位である。 FAは無単位である。ベクトルマップrefの中のスケールバー20mmの長さおよびT2画像中のスケールバーにERSは、残りのすべての画像で20mmの長さを指す。 <img alt="図14" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig14highres.jpg" /> 図14：。同じスライスディルのT2強調画像に重ね40歳授乳中のボランティアの中央乳房スライスのパラメトリックDTIマップの出力 。 - 赤と方向マップは後部と足の方向に緑を示す頭部への権利、緑を示す前方に左を示す。すべての拡散係数および最大異方性指数は1×10 -3 mm 2以上/秒の単位である。 FAは無単位である。ほとんどのピクセルが乳首に向かって整列している方向マップとベクトルマップに注意してください。また、 図7および健康なボランティアの10の値と比較して低い拡散係数に注意してください。ベクトルマップ中のスケールバーは20mmでかつ長さを指しT2画像中のスケールバーは、残りのすべての画像で20mmの長さを指す。 <img alt="図15" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig15highres.jpg" /> 図15：λ1とλ1のパラメトリックマップ-マルチフォーカル浸潤性乳管癌の38歳の患者におけるλ3 第 1生でDTIのパラメータは1.7×10 -3 mm 2の/秒のしきい値されています。 -λ3λ1λ1と0.6ミリメートル2 /秒（しきい値以上のすべての値は、紫色に着色されている）。しきい値以上の第 2生、値に着色し、基礎となるT2強調画像を表示していません。図には、左のT2強調画像とDTIパラメトリックマップと同じスライスの3TP方法によって得られたDCEパラメトリックマップ、上の1 番目の列に含まれています。 T2画像中のスケールバーは20mmの長さを指し、iはnのすべての画像。 DCE画像の面内空間分解能DTIよりも約2倍高いことに注意してください、しかし、3TPとλ1のパラメトリックマップの位置とサイズで高い視覚合同性がある。 <img alt="図16" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig16highres.jpg" /> 図16：低悪性度DCISの60歳の患者におけるλ1、λ1-λ3のパラメトリックマップ図はまたして得られた左T2強調画像とDCEパラメトリックマップ、上の1 番目の列に含まれています。 DTIパラメトリックマップと同じスライスの3TP方法。 T2画像中のスケールバーは、すべての画像で20mmの長さを指す。非常に脂肪の乳房の癌を検出するためにDTIの能力に注意してください。 <img alt="図17" src="/files/ftp_upload/52048/52048fig17highres.jpg" /> 図17：λ1とλ1のパラメトリックマップ-術前化学療法前と後の浸潤性小葉癌と39歳の患者におけるλ3患者はAdryamicin +の4サイクル後に、一度、治療の前に、一度手術の前に、二回スキャンした。 Cycloxanとタキソールの4サイクル。治療に反応し、がん領域ではλ1およびλ1-λ3の増加に注意してください。 第 1の原料は、手術前に得られた1 行目 、のように、治療の前に得られた画像とほぼ同じ領域の第 2の生番組の画像を示している。治療がんの前の領域が1-λ3つの値、その閾値以下にλ1とλを示し、治療後にこれら2つのパラメータは、それらのしきい値を超える値に増加した。図には、左のT2強調画像上の1 番目の列に含まれる。 2 番目の列ムーでltiple画像投影-MIP、2分間のポストコントラスト画像からプレコントラスト画像を差し引いた。 3 番目の列にDCEパラメトリックマップは3TP方法により得られる。 T2画像中のスケールバーは全画像に20mmの長さを指し

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Tracking the Mammary Architectural Features and Detecting Breast Cancer with Magnetic Resonance Diffusion Tensor Imaging

We describe how to obtain parametric and vector maps of the diffusion tensor of the breast using magnetic resonance imaging. The protocol and final output following imaging processing are tailored for tracking breast architectural features and detecting breast malignancy.

乳腺アーキテクチャの特長を追跡し、磁気共鳴拡散テンソルイメージングと乳がんの検出

Breast cancer is the most common cause of cancer among women worldwide. Early detection of breast cancer has a critical role in improving the quality of ...

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Research

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Medicine

22.1K ビュー.  Weizmann Institute of Science. We describe how to obtain parametric and vector maps of the diffusion tensor of the breast using magnetic resonance imaging. The protocol and final output following imaging processing are tailored for tracking breast architectural features and detecting breast malignancy. 

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Magnetic Resonance Derived Myocardial Strain Assessment Using Feature Tracking

Purpose: An accurate and practical method to measure parameters like strain in myocardial tissue is of great clinical value, since it has been shown, that strain is a more sensitive and earlier marker for contractile dysfunction than the frequently used parameter EF. Current technologies for CMR are time consuming and difficult to implement in clinical practice. Feature tracking is a technology that can lead to more automization and robustness of quantitative analysis of medical images with less time consumption than comparable methods.
Methods: An automatic or manual input in a single phase serves as an initialization from which the system starts to track the displacement of individual patterns representing anatomical structures over time. The specialty of this method is that the images do not need to be manipulated in any way beforehand like e.g. tagging of CMR images.
Results: The method is very well suited for tracking muscular tissue and with this allowing quantitative elaboration of myocardium and also blood flow.
Conclusions: This new method offers a robust and time saving procedure to quantify myocardial tissue and blood with displacement, velocity and deformation parameters on regular sequences of CMR imaging. It therefore can be implemented in clinical practice.

An accurate and practical method to measure parameters like strain in myocardial tissue is of great clinical value, since it has been shown, that strain is a more sensitive and earlier marker for contractile dysfunction than the frequently used parameter EF.

特徴追跡を用いた磁気共鳴が派生心筋ストレインの評価

Purpose: An accurate and practical method to measure parameters like strain in myocardial tissue is of great clinical value, since it has been shown, that ...

医学

Probing the Brain in Autism Using fMRI and Diffusion Tensor Imaging

Newly emerging theories suggest that the brain does not function as a cohesive unit in autism, and this discordance is reflected in the behavioral symptoms displayed by individuals with autism. While structural neuroimaging findings have provided some insights into brain abnormalities in autism, the consistency of such findings is questionable. Functional neuroimaging, on the other hand, has been more fruitful in this regard because autism is a disorder of dynamic processing and allows examination of communication between cortical networks, which appears to be where the underlying problem occurs in autism. Functional connectivity is defined as the temporal correlation of spatially separate neurological events1. Findings from a number of recent fMRI studies have supported the idea that there is weaker coordination between different parts of the brain that should be working together to accomplish complex social or language problems2,3,4,5,6. One of the mysteries of autism is the coexistence of deficits in several domains along with relatively intact, sometimes enhanced, abilities. Such complex manifestation of autism calls for a global and comprehensive examination of the disorder at the neural level. A compelling recent account of the brain functioning in autism, the cortical underconnectivity theory,2,7 provides an integrating framework for the neurobiological bases of autism. The cortical underconnectivity theory of autism suggests that any language, social, or psychological function that is dependent on the integration of multiple brain regions is susceptible to disruption as the processing demand increases. In autism, the underfunctioning of integrative circuitry in the brain may cause widespread underconnectivity. In other words, people with autism may interpret information in a piecemeal fashion at the expense of the whole. Since cortical underconnectivity among brain regions, especially the frontal cortex and more posterior areas 3,6, has now been relatively well established, we can begin to further understand brain connectivity as a critical component of autism symptomatology.
A logical next step in this direction is to examine the anatomical connections that may mediate the functional connections mentioned above. Diffusion Tensor Imaging (DTI) is a relatively novel neuroimaging technique that helps probe the diffusion of water in the brain to infer the integrity of white matter fibers. In this technique, water diffusion in the brain is examined in several directions using diffusion gradients. While functional connectivity provides information about the synchronization of brain activation across different brain areas during a task or during rest, DTI helps in understanding the underlying axonal organization which may facilitate the cross-talk among brain areas. This paper will describe these techniques as valuable tools in understanding the brain in autism and the challenges involved in this line of research.

Neuroimaging techniques, such as functional MRI and Diffusion Tensor Imaging have become increasingly useful in characterizing the cognitive and neural deficits in autism. An examination of brain connectivity in autism at a network level along with adaptations for scanning children with developmental disabilities is presented.

fMRIと拡散テンソル画像を用いた自閉症で脳を探る

Newly emerging theories suggest that the brain does not function as a cohesive unit in autism, and this discordance is reflected in the behavioral ...

Multi-modal Imaging of Angiogenesis in a Nude Rat Model of Breast Cancer Bone Metastasis Using Magnetic Resonance Imaging, Volumetric Computed Tomography and Ultrasound

Angiogenesis is an essential feature of cancer growth and metastasis formation. In bone metastasis, angiogenic factors are pivotal for tumor cell proliferation in the bone marrow cavity as well as for interaction of tumor and bone cells resulting in local bone destruction. Our aim was to develop a model of experimental bone metastasis that allows in vivo assessment of angiogenesis in skeletal lesions using non-invasive imaging techniques.
For this purpose, we injected 105 MDA-MB-231 human breast cancer cells into the superficial epigastric artery, which precludes the growth of metastases in body areas other than the respective hind leg1. Following 25-30 days after tumor cell inoculation, site-specific bone metastases develop, restricted to the distal femur, proximal tibia and proximal fibula1. Morphological and functional aspects of angiogenesis can be investigated longitudinally in bone metastases using magnetic resonance imaging (MRI), volumetric computed tomography (VCT) and ultrasound (US).
MRI displays morphologic information on the soft tissue part of bone metastases that is initially confined to the bone marrow cavity and subsequently exceeds cortical bone while progressing. Using dynamic contrast-enhanced MRI (DCE-MRI) functional data including regional blood volume, perfusion and vessel permeability can be obtained and quantified2-4. Bone destruction is captured in high resolution using morphological VCT imaging. Complementary to MRI findings, osteolytic lesions can be located adjacent to sites of intramedullary tumor growth. After contrast agent application, VCT angiography reveals the macrovessel architecture in bone metastases in high resolution, and DCE-VCT enables insight in the microcirculation of these lesions5,6. US is applicable to assess morphological and functional features from skeletal lesions due to local osteolysis of cortical bone. Using B-mode and Doppler techniques, structure and perfusion of the soft tissue metastases can be evaluated, respectively. DCE-US allows for real-time imaging of vascularization in bone metastases after injection of microbubbles7.
In conclusion, in a model of site-specific breast cancer bone metastases multi-modal imaging techniques including MRI, VCT and US offer complementary information on morphology and functional parameters of angiogenesis in these skeletal lesions.

In the pathogenesis of bone metastasis, angiogenesis is a crucial process and therefore represents a target for imaging and therapy. Here, we present a rat model of site-specific breast cancer bone metastasis and describe strategies to non-invasively image angiogenesis in vivo using magnetic resonance imaging, volumetric computed tomography and ultrasound.

磁気共鳴イメージング、体積CT画像と超音波を用いた乳がんの骨転移のヌードラットモデルにおける血管新生のマルチモーダルイメージング

Angiogenesis is an essential feature of cancer growth and metastasis formation. In bone metastasis, angiogenic factors are pivotal for tumor cell ...

Time-lapse Imaging of Primary Preneoplastic Mammary Epithelial Cells Derived from Genetically Engineered Mouse Models of Breast Cancer

Time-lapse imaging can be used to compare behavior of cultured primary preneoplastic mammary epithelial cells derived from different genetically engineered mouse models of breast cancer. For example, time between cell divisions (cell lifetimes), apoptotic cell numbers, evolution of morphological changes, and mechanism of colony formation can be quantified and compared in cells carrying specific genetic lesions. Primary mammary epithelial cell cultures are generated from mammary glands without palpable tumor. Glands are carefully resected with clear separation from adjacent muscle, lymph nodes are removed, and single-cell suspensions of enriched mammary epithelial cells are generated by mincing mammary tissue followed by enzymatic dissociation and filtration. Single-cell suspensions are plated and placed directly under a microscope within an incubator chamber for live-cell imaging. Sixteen 650 &mu;m x 700 &mu;m fields in a 4x4 configuration from each well of a 6-well plate are imaged every 15 min for 5 days. Time-lapse images are examined directly to measure cellular behaviors that can include mechanism and frequency of cell colony formation within the first 24 hr of plating the cells (aggregation versus cell proliferation), incidence of apoptosis, and phasing of morphological changes. Single-cell tracking is used to generate cell fate maps for measurement of individual cell lifetimes and investigation of cell division patterns. Quantitative data are statistically analyzed to assess for significant differences in behavior correlated with specific genetic lesions.

Time-lapse imaging is used to assess behavior of primary preneoplastic mammary epithelial cells derived from genetically engineered mouse models of breast cancer risk to determine if there are correlations between specific behavioral parameters and distinct genetic lesions.

乳がんの遺伝子改変マウスモデル由来の初代前癌乳腺上皮細胞のタイムラプスイメージング

Time-lapse  imaging can be used to compare behavior of cultured primary preneoplastic  mammary epithelial cells derived from different genetically ...

Diffusion Tensor Magnetic Resonance Imaging in the Analysis of Neurodegenerative Diseases

Diffusion tensor imaging (DTI) techniques provide information on the microstructural processes of the cerebral white matter (WM) in vivo. The present applications are designed to investigate differences of WM involvement patterns in different brain diseases, especially neurodegenerative disorders, by use of different DTI analyses in comparison with matched controls. 	
DTI data analysis is performed in a variate fashion, i.e. voxelwise comparison of regional diffusion direction-based metrics such as fractional anisotropy (FA), together with fiber tracking (FT) accompanied by tractwise fractional anisotropy statistics (TFAS) at the group level in order to identify differences in FA along WM structures, aiming at the definition of regional patterns of WM alterations at the group level. Transformation into a stereotaxic standard space is a prerequisite for group studies and requires thorough data processing to preserve directional inter-dependencies. The present applications show optimized technical approaches for this preservation of quantitative and directional information during spatial normalization in data analyses at the group level. On this basis, FT techniques can be applied to group averaged data in order to quantify metrics information as defined by FT. Additionally, application of DTI methods, i.e. differences in FA-maps after stereotaxic alignment, in a longitudinal analysis at an individual subject basis reveal information about the progression of neurological disorders. Further quality improvement of DTI based results can be obtained during preprocessing by application of a controlled elimination of gradient directions with high noise levels.	
In summary, DTI is used to define a distinct WM pathoanatomy of different brain diseases by the combination of whole brain-based and tract-based DTI analysis.

Diffusion tensor imaging (DTI) basically serves as an MRI-based tool to identify in vivo the microstructure of the brain and pathological processes due to neurological disorders within the cerebral white matter. DTI-based analyses allow for application to brain diseases both at the group level and in single subject data.

神経変性疾患の分析における拡散テンソル磁気共鳴画像

Diffusion tensor imaging (DTI) techniques provide information on the microstructural processes of the cerebral white matter (WM) in vivo. The present ...

Dynamic Contrast Enhanced Magnetic Resonance Imaging of an Orthotopic Pancreatic Cancer Mouse Model

Dynamic contrast enhanced magnetic resonance imaging (DCE-MRI) has been limitedly used for orthotopic pancreatic tumor xenografts due to severe respiratory motion artifact in the abdominal area. Orthotopic tumor models offer advantages over subcutaneous ones, because those can reflect the primary tumor microenvironment affecting blood supply, neovascularization, and tumor cell invasion. We have recently established a protocol of DCE-MRI of orthotopic pancreatic tumor xenografts in mouse models by securing tumors with an orthogonally bent plastic board to prevent motion transfer from the chest region during imaging. The pressure by this board was localized on the abdominal area, and has not resulted in respiratory difficulty of the animals. This article demonstrates the detailed procedure of orthotopic pancreatic tumor modeling using small animals and DCE-MRI of the tumor xenografts. Quantification method of pharmacokinetic parameters in DCE-MRI is also introduced. The procedure described in this article will assist investigators to apply DCE-MRI for orthotopic gastrointestinal cancer mouse models.

The goal of this protocol is to apply dynamic contrast enhanced magnetic resonance imaging (DCE-MRI) for orthotopic pancreatic tumor xenografts in mice. DCE-MRI is a non-invasive method to analyze microvasculature in a target tissue, and useful to assess vascular response in a tumor following a novel therapy.

同所膵臓癌マウスモデルのダイナミックコントラスト強化磁気共鳴画像

Dynamic contrast enhanced magnetic resonance imaging (DCE-MRI) has been limitedly used for orthotopic pancreatic tumor xenografts due to severe ...

Simultaneous PET/MRI Imaging During Mouse Cerebral Hypoxia-ischemia

Dynamic changes in tissue water diffusion and glucose metabolism occur during and after hypoxia in cerebral hypoxia-ischemia reflecting a bioenergetics disturbance in affected cells. Diffusion weighted magnetic resonance imaging (MRI) identifies regions that are damaged, potentially irreversibly, by hypoxia-ischemia. Alterations in glucose utilization in the affected tissue may be detectable by positron emission tomography (PET) imaging of 2-deoxy-2-(18F)fluoro-&#7429;-glucose ([18F]FDG) uptake. Due to the rapid and variable nature of injury in this animal model, acquisition of both modes of data must be performed simultaneously in order to meaningfully correlate PET and MRI data. In addition, inter-animal variability in the hypoxic-ischemic injury due to vascular differences limits the ability to analyze multi-modal data and observe changes to a group-wise approach if data is not acquired simultaneously in individual subjects. The method presented here allows one to acquire both diffusion-weighted MRI and [18F]FDG uptake data in the same animal before, during, and after the hypoxic challenge in order to interrogate immediate physiological changes.

The method presented here uses simultaneous positron emission tomography and magnetic resonance imaging. In the cerebral hypoxia-ischemia model, dynamic changes in diffusion and glucose metabolism occur during and after injury. The evolving and irreproducible damage in this model necessitates simultaneous acquisition if meaningful multi-modal imaging data are to be acquired.

マウス脳低酸素性虚血の間に同時PET / MRIイメージング

Dynamic changes in tissue water diffusion and glucose metabolism occur during and after hypoxia in cerebral hypoxia-ischemia reflecting a bioenergetics ...

Cardiac Magnetic Resonance Imaging at 7 Tesla

CMR at an ultra-high field (magnetic field strength B0&#160;&#8805; 7 Tesla) benefits from the signal-to-noise ratio (SNR) advantage inherent at higher magnetic field strengths and potentially provides improved signal contrast and spatial resolution. While promising results have been achieved, ultra-high field CMR is challenging due to energy deposition constraints and physical phenomena such as transmission field non-uniformities and magnetic field inhomogeneities. In addition, the magneto-hydrodynamic effect renders the synchronization of the data acquisition with the cardiac motion difficult. The challenges are currently addressed by explorations into novel magnetic resonance technology. If all impediments can be overcome, ultra-high field CMR may generate new opportunities for functional CMR, myocardial tissue characterization, microstructure imaging or metabolic imaging. Recognizing this potential, we show that multi-channel radio frequency (RF) coil technology tailored for CMR at 7 Tesla together with higher order B0 shimming and a backup signal for cardiac triggering facilitates high fidelity functional CMR. With the proposed setup, cardiac chamber quantification can be accomplished in examination times similar to those achieved at lower field strengths. To share this experience and to support the dissemination of this expertise, this work describes our setup and protocol tailored for functional CMR at 7 Tesla.

The sensitivity gain inherent to ultrahigh field magnetic resonance holds promise for high spatial resolution imaging of the heart. Here, we describe a protocol customized for functional cardiovascular magnetic resonance (CMR) at 7 Tesla using an advanced multi-channel radio-frequency coil, magnetic field shimming and a triggering concept.

7 テスラで心臓磁気共鳴イメージング

CMR at an ultra-high field (magnetic field strength B0&#160;&#8805; 7 Tesla) benefits from the signal-to-noise ratio (SNR) advantage inherent at higher ...

Phase Contrast Magnetic Resonance Imaging in the Rat Common Carotid Artery

Phase contrast magnetic resonance imaging (PC-MRI) is a noninvasive approach that can quantify flow-related parameters such as blood flow. Previous studies have shown that abnormal blood flow may be associated with systemic vascular risk. Thus, PC-MRI can facilitate the translation of data obtained from animal models of cardiovascular diseases to pertinent clinical investigations. In this report, we describe the procedure for measuring blood flow in the common carotid artery (CCA) of rats using cine-gated PC-MRI and discuss relevant analysis methods. This procedure can be performed in a live, anesthetized animal and does not require euthanasia after the procedure. The proposed scanning parameters yield repeatable measurements for blood flow, indicating excellent reproducibility of the results. The PC-MRI procedure described in this article can be used for pharmacological testing, pathophysiological assessment, and cerebral hemodynamics evaluation.

The overall goal of this procedure is to measure the blood flow in the rat common carotid artery by using noninvasive phase contrast magnetic resonance imaging.

ラットの総頸動脈で位相コントラスト磁気共鳴イメージング

Phase contrast magnetic resonance imaging (PC-MRI) is a noninvasive approach that can quantify flow-related parameters such as blood flow. Previous ...

Quantification of Levator Ani Hiatus Enlargement by Magnetic Resonance Imaging in Males and Females with Pelvic Organ Prolapse

Here we present a protocol to examine the levator ani hiatus in males and females with pelvic organ prolapse, during the Valsalva maneuver and while evacuating acoustic gel, using a horizontally oriented 1.5 T magnetic resonance (MR) scanner. On midsagittal images, the vertical distance of pelvic organs is measured in millimeters relative to the hymen plane (female) and to the lower border of the symphysis pubis (male), preceded by - (above) or + ( below) signs. On axial images, the levator ani area is calculated in square centimeters with a free-hand tracing method from three key images, passing through the midsymphysis (level I), tangential to the lower border of the symphysis (level II), and at the maximal anterior rectal wall bulging (level III). Areas at rest and strained are compared to find evidence of a percentage of increase. The purpose is to provide objective evidence of the maximal extent of pelvic organs descent and hiatus enlargement without the interference of foreign objects or the examiner&#39;s proximity, so as to overcome the limitations of pelvic examination and transperineal sonography (i.e., subjectivity and sex-related limitations [female only]).

Here we present a protocol to standardize the measurement of the levator ani hiatus size&#160;by magnetic resonance imaging. The purpose is to extract biomechanical inferences from image analysis by comparing resting and straining values in patients of both sexes with pelvic prolapse, using consistent anatomical bony landmarks.

男性と女性で骨盤臓器脱の磁気共鳴画像による挙筋アニ裂孔拡大の定量化

Here we present a protocol to examine the levator ani hiatus in males and females with pelvic organ prolapse, during the Valsalva maneuver and while ...