BLM é um receptor de bolsa de estudo EPSRC PhD e recebeu uma bolsa de viagem para Universidade da Finlândia Oriental da faculdade de Psicologia Experimental, Universidade de Bristol. MJK é financiado pelo Instituto de Elizabeth Blackwell e pelo fundo de apoio estratégico internacional Wellcome Trust [ISSF2: 105612/Z/14/Z]. KTJ e OHJG são financiados pela Academia da Finlândia, UEF-cérebro estratégico de financiamento da Universidade da Finlândia Oriental e pela Finlândia Biocenter. O trabalho foi apoiado pela Dunhill Medical Trust [número de concessão R385/1114].

animais procedimentos foram conduzidos de acordo com as diretrizes de 86/609/CEE directivas europeias do Conselho comunitário e aprovados pelo Comitê de uso de Universidade da Finlândia Oriental, Kuopio, Finlândia e cuidado Animal.
 1. animal modelo <ol><li>Anesthetize ratos machos Wistar pesando de 300-400 g com isoflurano em fluxo de 2 N 2 /O (70% / 30%) através de uma máscara para a duração da operação e experimentos de MRI. Induzi a anestesia na campânula ventilada. Manter os níveis de isoflurano entre 1,5 e 2,4%.
	<ol><li>Profundidade de monitor de anestesia durante ressonância magnética de frequência através de um travesseiro pneumático sob o tronco de respiração. Falta de resposta a beliscar o reflexo é tomada como um sinal de profundidade suficiente para anestesia cirúrgica. Limpador de isoflurano uso ligado a um íman em forma de furo.</li>
	</ol></li> <li>Oclusão de artéria cerebral média permanente de executar (MCAO) para induzir isquemia focal. Usar o modelo de segmento intraluminal para MCAO e efectuar a operação de acordo com métodos dada pela Longa et al 22. <ol><li>deixar o segmento de oclusão (PTFE-silício temperado monofil filamento, diâmetro 0,22 mm) no lugar para a duração do experimento MRI.</li>
	</ol></li> <li>Analisar os gases do sangue arterial e do pH utilizando um analisador de sangue.
	<ol><li>Durante o MRI, monitor da taxa de respiração com um travesseiro pneumático colocada sob o tronco e a temperatura retal, usando uma sistema de monitoramento de temperatura retal. Manter uma temperatura central perto de 37 ° C, usando uma almofada sob o tronco de aquecimento de água.</li>
		<li>Imediatamente após MCAO, segura o rato em um berço no centro do ímã do furo usando um suporte de cabeça de rato. Injete 2 mL de solução salina intraperitonealmente antes de transferir os ratos para o ímã furo.</li>
	</ol></li></ol> 2. MRI <ol><li>dados de MRI adquirir usando um 9.4T / imã horizontal 31 cm (com a inserção de gradiente de 12 cm) interfaceado com um console equipado com um transmissor de volume linear ativamente dissociado e par de bobina de receptor de quadratura.</li>
	<li>Digitalizar cada rato para até 5 h post MCAO. Intervalos de hora em hora (60, 120, 180, 240 min post MCAO), adquirir 12 congruente amostrados (fatia-abertura de 0,5 mm, espessura da fatia = 1 mm, campo de visão = 2,56 x 2,56 cm) fatias coronais do traço do tensor de difusão (2.2.1.), Carr-Purcell-Meiboom-Gill T 2 ( 2.2.2.) e de ângulo baixo rápido tiro T 1 (2.2.3)..
	<ol><li>Obter o rastreamento das imagens de tensor de difusão (D av = 1/3 rastreamento [D]) com três gradientes bipolares ao longo de cada eixo (a duração do gradiente de difusão = 5 ms, o tempo de difusão = 15 ms) e três b-valores (0, 400 e 1400 s/mm-2 s), onde, Δ = 15 ms, &#8706; = 5 ms, eco tempo (TE) = 36 ms, tempo de repetição (TR) = 4000 ms e tempo de aquisição = 7,36 min.</li>
		<li>Obter a sequência de 2 Carr-Purcell-Meiboom-Gill T com 12 ecos para quantificação de 2 T, onde eco-espaçamento = 10 ms, TR = 2000 ms e tempo de aquisição = 4,20 min.</li>
		<li>Obter o rápido baixo ângulo tiro (FLASH) para T 1, onde o tempo de inversão para a primeira sequência FLASH (T 10) é ms 7,58, com incrementos de 600 ms de 10 inversões até 5407,58 ms, TR = 5,5 ms, tempo entre pulsos de inversão (T relaxar ) = 10 s e aquisição tempo = 8,20 min.</li>
	</ol></li></ol> 3. Processamento de imagem <ol><li>cálculo em materiais e ADC mapas: calcular qT 2, qT 1 e mapas de ADC usando Matlab funções fornecidas no site da Universidade de Bristol [DOI:10.5523/bris.1bjytiabmtwqx2kodgbzkwso0k], para que a entrada é um caminho de arquivo para o local dos dados MRI.
	<ol><li>Para T 2 dados, aplicar-se a Hamming filtragem no k-espaço antes da reconstrução de imagens (ou no domínio de imagem por convolução, com resultados equivalentes mas computacionalmente menos eficiente). Calcular qT 2 mapas, tomando o logaritmo de cada série de tempo e resolver em um voxel-wise base por quadrados mínimos lineares (um ajuste bi-exponencial também pode ser executado para os decaimentos de 2 T, mas o voxel-wise F-testes testes revelaram que voxels dentro da imagem para o qual os parâmetros adicionais não poderiam ser justificados).</li>
		Dados de <li>T para 1, aplicar-se a Hamming filtragem no k-espaço antes da reconstrução de imagens. Execute T 1 montagem de acordo com métodos dados em referência 23. Para lidar com o problema de sinal desconhecido (devido ao uso de imagens de magnitude), o ponto de menor intensidade pode ser excluído ou estimado no decurso de encaixe com resultados semelhantes.</li>
		<li>De dados de difusão-tornada mais pesada, aplicar Hamming filtragem por convolução no domínio de imagem (isto é mais simples devido a trajetória do k-espaço segmentado). Apto mapas ADC pelo método 13.</li>
	</ol></li> <li>Identificação do tecido isquêmico <ol><li>identificar o tecido isquêmico em imagens de av recíproca D (1/D av) como isso fornece um claro contraste para a identificação de lesão. Para gerar volumes isquêmicas de interesse (VOI), definem o tecido isquêmico como voxels com valores uma mediana desvio absoluto acima do valor médio da distribuição todo cérebro-1/D av. Para identificar as regiões homólogas do hemisfério não-isquêmica, refletem a VOI isquêmica sobre o eixo vertical. Ajustar manualmente não-isquêmica VOIs para evitar incluindo voxels que contém líquido cefalorraquidiano.</li>
		<li>a fim de determinar a relação de qT 1 e qT 2 com tempo post MCAO, para cada rato e ponto de tempo, carrega as VOIs isquêmicas e não isquêmica em qT 1 e qT 2 mapas. Extrair médios relaxamento vezes e calcular a diferença percentual em qT 1 e qT 2 entre os hemisférios (ΔT 1 e ΔT 2) usando a seguinte equação: < img alt = "Equação" src = "/ arquivos/ftp_ upload/55277/55277eq1.jpg"/ > T onde x é o parâmetro escolhido, qT 1 ou qT 2. <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq2.jpg" /> refere-se o tempo médio de relaxamento da VOI isquêmica e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq3.jpg" /> o tempo médio de relaxamento em VOI a não-isquêmica. O não-isquêmica VOI deve ser usado para que cada rato serve como seu próprio controle.</li>
		<li>Use os seguintes critérios para identificar voxels com elevada qT 1 e qT 2: qualquer voxels dentro o VOI isquêmica com relaxamento vezes exceder o tempo de relaxamento mediano da distribuição de 2 qT em qT 1 ou a Não-isquêmica VOI em mais de metade-largura no metade-máximo (HWMH). Estes critérios significa relaxamento vezes deve ser no th percentil 95 ou superior para ser classificado como &#39; alta &#39;. Uso o tempo de relaxação mediano do não-isquêmica VOI permite que cada rato servir como seu próprio controle.</li>
		<li>Que imagine a distribuição espacial das mudanças de tempo de relaxamento dentro de regiões de diminuição da difusão, identificar e cor código voxels com elevada qT 1 ou qT 2, bem como voxels com ambos elevadas qT 1 e qT 2 denominado &#39; qT 1 e qT 2 sobrepor &#39;.</li>
		<li>Para determinar o tamanho da lesão de acordo com qT 1 e qT 2, calcular o parâmetro f (como introduzido pelo cavaleiro et al 18) de dados de MRI adquiridos para cada ponto de tempo e rato. f 1 e f 2 repret o número de voxels com alta qT 1 ou qT 2 (respectivamente) como uma porcentagem do tamanho da VOI a isquêmica.
		<ol><li>Uso a seguinte equação para calcular f 1 e f 2: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq4.jpg" /> onde <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq5.jpg" /> refere-se a o tempo de relaxação (qT 1 ou qT 2), <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq6.jpg" /> refere-se ao número de &#39; alta &#39; tempo de relaxamento voxels em VOI a isquêmica, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> é o número de &#39; baixo &#39; tempo de relaxamento voxels em VOI a isquêmica e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq8.jpg" />, o número total de voxels dentro a VOI isquêmica. Critérios para a identificação de voxels com elevada qT 1 e qT 2 estão descritos no ponto 3.2.3. &#39; Low &#39; voxels são voxels com relaxamento vezes inferior à mediana qT 1 ou qT 2 do não-isquêmica VOI por um HWHM. A subtração de <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq7.jpg" /> permite a diminuição do relaxamento vezes devido a isquemia ou outras patologias 17.</li> <li>determinar a extensão da &#39; qT 1 e sobreposição de 2 qT &#39; pelo cálculo do volume de sobreposição de elevada qT 1 e qT 2 como uma porcentagem de volumes de todo o cérebro, por este meio referido como &#39; V sobrepõem-se &#39;. Use a seguinte equação: <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq9.jpg" /> onde, <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq10.jpg" /> refere-se ao número de voxels dentro o VOI isquêmica com ambos &#39; alta &#39; qT 1 e &#39; alta &#39; qT 2 e <img alt="Equation" src="/files/ftp_upload/55277/55277eq11.jpg" /> representa o número total de voxels no cérebro de ratos toda. Determinar o número de voxels no cérebro de ratos manualmente criando um VOI ao redor do cérebro inteiro em qT 2 em materiais mapas.</li>
		</ol></li></ol></li></ol> 4. Verificação da lesão isquêmica com cloreto de Triphenyletrazolium (TTC) <ol><li>imediatamente após a decapitação, cuidadosamente, extrair o cérebro de rato do crânio. Conclua este procedimento dentro de 10 minutos desde o momento em que o rato foi decapitado.</li>
	<li>Cérebro armazenamento refrigerado fosfato 0,01 M tampão salino (PBS) antes de usar uma matriz de segmentação de dados de cérebro de rato para secção do cérebro em serial 1 mm de espessura fatias coronais.</li>
	<li>Após o corte, incubar cada fatia de cérebro em 20 mL de PBS contendo TTC a 37 ° C por 30 min no escuro, como recomendado em 24. Embora a concentração de 1% de TTC é aceitável, usar 0,5% para melhor contraste.
	<ol><li>Cobrir os recipientes das seções em papel alumínio para mantê-la escura.</li>
	</ol></li> <li>Após a incubação, remover a solução TTC utilizando uma pipeta e lave as fatias em três mudanças de PBS.</li>
	<li>Fotografar imediatamente fatias usando um microscópio de luz padrão e uma câmera digital.</li>
</ol> 5. Análise estatística <ol><li>realizar análise estatística utilizando Matlab e software estatístico.</li>
	<li>Determinar a relação dos parâmetros do senhor com tempo <ol><li>Perform Pearson &#39; correlações de s em dados agrupados rato para determinar a relação de ΔT 1, ΔT 2, f 1 e f 2 e V Sobreposição com post tempo MCAO.</li>
		<li>Para os parâmetros que mostram uma relação linear significativa (p &#60; 0.05), realizar a regressão linear de menos quadrado para determinar se o tempo de início do curso pode ser predito quantificando o parâmetro de interesse. Use o erro de raiz quadrada (RMSE) para avaliar a precisão das estimativas de tempo de aparecimento.</li>
	</ol></li> <li>Quantificação do tamanho da lesão <ol><li>para comparar tamanhos de lesão de acordo com parâmetros diferentes qMRI, One-Way de conduta relacionados ANOVAs e Fisher &#39; s menos significativa diferença post-hoc no número médio de voxels no a VOI isquêmica e o número médio de voxels com alta qT 1 e qT 2. As diferenças são consideradas significativas no p &#60; 0,05. Se as suposições de esfericidade não forem atendidas por Mauchly &#39; teste de esfericidade de s, corretos de graus de liberdade e valores de significado de acordo com estimativas de estufa Geisser.</li>
	</ol>
	</li>
</ol>

<ol>
	<li>Siesj&#246;, B. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanisms+of+ischemic+brain+damage.">Mechanisms of ischemic brain damage.</a> Crit. Care Med. 16, 954-963 (1988).</li><li>Astrup, J., Siesj&#246;, B. 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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>

Os autores não têm nada para divulgar.

O protocolo atual para a estimativa do tempo de início de acidente vascular cerebral em ratos usa quantitativa difusão e tempo de relaxamento MRI dados ao invés de sinal intensidades dos respectivos ponderada senhor contraste imagens19. Evidências recentes apontam para desempenho inferior das intensidades de imagem na estimativa de 14,tempo de início de curso-25. Na lesão 'difusão positivo' derrame nosso protocolo de MRI fornece tempos de início de derrame de qT1 e qT2 MRI dados com uma precisão de metade ou menos uma hora. É uma tendência geral que dados de2 qT supera o de qT1. A melhor precisão para determinação do tempo de início é obtida a partir do volume de sobreposição elevados qT1 e qT2 (Vse sobrepõem).
As imagens na Figura 1 demonstram que, enquanto o coeficiente de difusão reduzida aparece bastante uniforme, regiões com qT anormal1 e qT2 forma heterogénea estão espalhadas no interior da lesão isquêmica. Este achado está de acordo com as observações anteriores e é provavelmente devido a diferentes sensibilidades destes parâmetros de qMRI para alterações fisiopatológicas causadas por isquemia 6. Isto sugere que qMRI parâmetros podem ser informativos das noções de status e suportes de tecido que DWI excesso estima danos isquêmicos 26. Na verdade, pontos de pré-clínicos evidências recentes em direção a heterogeneidade de dano isquêmico dentro de difusão definidos lesões 27. Assim, a combinação de difusão, qT1 e qT2 potencialmente fornece informações sobre curso início hora e tecido status, ambos dos quais são clinicamente útil para decisões de tratamento em matéria de pacientes com início desconhecido.
Vse sobrepõem e f2 deu as estimativas mais precisas de tempo de início do curso. O benefício de quantificação dos tempos de relaxamento é que ao contrário de intensidades de sinal são insensíveis a variações inerentes causadas por fatores técnicos como campo magnético heterogeneidades e próton densidade 6, incluindo o campo magnético esperado variação dentro da lesão isquêmica 18. Reduzido a incerteza associada com o tempo de início estimativas de qT1 e f1 são provavelmente devido a referida resposta bi-fásicos de qT1 à isquemia, que contribui para a inclinação superficial do qT tempo-dependente1 mude de15, 8,16. Os dados de MRI mostrados (Figura 2) estão em conformidade com anteriores obras 13,14, em que os cursos de tempo de tempo de relaxamento, as diferenças entre o cérebro não-isquêmica isquêmica e contralateral são adequadamente descrito por funções lineares. No entanto, é importante notar que as alterações hidrodinâmicas de sustentamento devido a isquemia não são lineares 1,18.
O protocolo atual de MRI para tempo de curso é demonstrado em ratos submetidos à isquemia permanente usando o procedimento de Longa et al. 22. Em nossa experiência, o Longa et al procedimento falha para induzir MCAO de 10-20% dos ratos, no entanto, como ADC é usado para verificar a presença de isquemia, os experimentos podem ser encerrados prematuramente. Falha para induzir MCAO é devido ao segmento de Oclusor imperfeito. Um outro factor, resultando em falhas experimentais é que MCAO é um procedimento grave, causando a morte de até 20% dos ratos durante uma sessão prolongada de MRI.
O protocolo de temporização de início curso aplica-se somente à isquemia permanente. Em isquemia focal de rato com reperfusão, a relação entre Dav e qT1 ou qT2 vou apartar como Dav se recupera, mas talvez não para qT1 e qT2 dependendo da duração da isquemia antes de reperfusão 8,28. Além disso, a evolução do dano isquêmico é susceptível de ser mais variável em pacientes com AVC devido a diferenças individuais em fatores que afetam a microcirculação como idade e comorbidades (por exemplo, diabetes, hipertensão, doença cardíaca). Esses fatores inevitavelmente influenciará a dependência do tempo de f1, f2 e Vse sobrepõem em traços humanos e portanto requer investigação em situações clínicas.
Para concluir, qMRI parâmetros fornecem estimativas de tempo de início do curso. Vse sobrepõem e f2 fornecer estimativas mais precisas e podem também ser informativo do status de tecido. qMRI, portanto, pode ser clinicamente benéfico em termos de auxiliar as decisões de tratamento para pacientes com tempo de latência desconhecido. Um problema a ser considerado aqui é que a relação de-a-branca-cinzenta no cérebro de rato é muito maior do que nos seres humanos, e hidrodinâmica nesses tipos de tecido do cérebro pode variar de 18. No entanto, mais investigações em dependência do tempo de f2, Vse sobrepõem e qT2 em pacientes com AVC agudo hiper está garantido.

Tecido cerebral é particularmente vulnerável à isquemia devido a alta dependência da fosforilação oxidativa para síntese de ATP e as reservas de energia limitada. Isquemia resulta em mudanças sutis dependente do tempo de iônicas em espaços intracelulares e extracelulares que levam à redistribuição das piscinas de água do cérebro, liberação de neurotransmissores de excitotoxic e, finalmente, a iniciação de processos destrutivos 1. Em isquemia focal, dano tecidual espalha-se para além do núcleo inicial se não for restaurado para o fluxo de sangue dentro de um determinado frame de tempo 2. O tempo de início do curso é atualmente um dos critérios-chave nas decisões clínicas para a farmacoterapia do acidente vascular cerebral isquêmico, incluindo recanalização por agentes trombolíticos 3. Consequentemente, muitos pacientes são automaticamente elegíveis para terapia trombolítica devido ao tempo de aparecimento do sintoma desconhecido, devido a acidente vascular cerebral ocorrendo durante o sono ('curso de wake-up'), falta de testemunha, ou sendo desconhecem os sintomas 4,5. Um procedimento que determina o tempo de início do curso, portanto, é necessário para que tais pacientes podem ser considerados para trombólise.
MRI sondas água em vivo. Dinâmica das quais é severamente perturbada por falha de energia isquêmica aguda 6. Mais notavelmente, a difusão da água, regulada pela translação movimento (térmico) das moléculas de água é reduzida nos primeiros momentos da isquemia devido a falha de energia 7. Este, por sua vez, resulta na despolarização anóxica das células neurais 8. MRI de difusão (DWI) tornou-se uma modalidade de imagem diagnóstico de padrão-ouro para AVC agudo 9. O sinal de DWI aumenta rapidamente em resposta à isquemia, permitindo que o tecido isquêmico ser identificado, mas não mostra qualquer dependência de tempo durante as primeiras horas de acidente vascular cerebral isquêmico 10. Da mesma forma, medidas quantitativas de difusão de água, tais como o coeficiente de difusão aparente (ADC) ou o traço do tensor de difusão (Dav) diminuir rapidamente no tecido isquêmico, mas não mostra nenhuma relação com o tempo de início de curso em curso animal modelos 10 e pacientes 11.
Parâmetros de relaxamento quantitativos MRI (qMRI), qT1, qT2 e qT1ρ, são regidos pelo movimento rotacional e a troca de átomos de hidrogênio da água e mostram alterações complexas dependente do tempo no seguimento de parênquima cerebral isquêmico falha de energia 6. Tais mudanças de tempo-dependente habilitado o tempo de latência do curso a ser estimado em pacientes 12 e modelos animais de isquemia 13,14,15. No acidente vascular cerebral focal rato, qT1ρ aumenta quase que instantaneamente depois do aparecimento de isquemia e continua linearmente pelo menos 6 horas 13,14. tempos de relaxamento1 qT também aumentar de forma dependente do tempo no tecido cerebral isquêmico, que pode ser descrita por duas constantes de tempo: uma fase inicial rápida seguido por uma fase lenta, durando horas 8,16. Por causa deste aumento de bifásico, o uso da qT1 no momento do acidente vascular cerebral pode ser mais complicado do que o de qT1ρ MRI 15. qT2 relaxamento vezes também mostram uma mudança bi-fásicos no derrame focal do rato, no qual lá é uma inicial encurtamento dentro da primeira hora, seguido de um aumento linear com tempo 13. O encurtamento inicial pode ser explicado por dois fatores de execução paralelas, incluindo: (i) o acúmulo de deoxyhemoglobin resultando no chamado «efeito de dependente nível da oxigenação sangue negativo» e (ii), o deslocamento da água extracelular na espaço intracelular 17,18. O aumento de tempo-dependente em qT2 é provavelmente devido a citotóxicos e/ou edema vasogénico com subsequente colapso de intracelular macromolecular estruturas 18. Tanto qT1ρ e dados de2 qT fornecem estimativas precisas de tempo de início do curso em modelos pré-clínicos 14. qT2 12 e T2-sinal ponderada intensidades 19,20 também tem sido exploradas para estimativa de tempo de início de curso em situações clínicas.
Além de diferenças hemisféricas em tempos de relaxamento quantitativos, a distribuição espacial dos elevados tempos de relaxamento dentro da região isquêmica também pode servir como substitutos para curso início tempo 14. Em modelos do rato de acidente vascular cerebral, regiões com elevado qT1ρ, qT2 e qT1 relaxamento vezes são inicialmente menores do que a difusão definida lesão isquêmica, mas aumentam com o tempo, 14,15, 21. Portanto, a quantificação da distribuição espacial de elevados tempos de relaxamento como uma porcentagem do tamanho da lesão isquêmica também permite que tempo de latência de curso ser estimado 14,15. Aqui, descrevemos o protocolo para determinar o tempo de latência de acidente vascular cerebral em um modelo do rato do stroke usando parâmetros de qMRI.

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

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

MRI fornece uma ferramenta de imagem sensível e específica para detectar AVC isquêmico agudo por meio de um coeficiente de difusão reduzida de água do cérebro. Em um modelo do rato de acidente vascular cerebral isquêmico, aumentam diferenças quantitativas T1 e T2 MRI relaxamento vezes (qT1 e qT2) entre a lesão isquêmica (delineado por difusão baixa) e o hemisfério contralateral não-isquêmica com o tempo de início do curso. A dependência de tempo das diferenças de tempo de relaxamento de MRI heuristicamente é descrita por uma função linear e, portanto, fornece uma simples estimativa de tempo de início do curso. Além disso, os volumes de qT anormal1 e qT2 no interior da lesão isquêmica aumentam linearmente com o tempo fornecendo um método complementar para o sincronismo de acidente vascular cerebral. Um (semi) automatizado rotina de computador baseada na difusão quantificada coeficiente é apresentado para delinear o tecido vascular cerebral isquêmico agudo em isquemia de rato. Esta rotina também determina as diferenças hemisféricas em qT1 e qT2 vezes de relaxamento e a localização e volume de qT anormal1 e qT2 voxels no interior da lesão. Incertezas associadas com as estimativas de tempo de aparecimento da qT1 e dados de2 MRI qT variam entre ± 25 min e ± 47 min nas primeiras 5 horas de curso. As estimativas de tempo de início mais precisas podem ser obtidos através da quantificação do volume de sobreposição de volumes de lesão1 e qT do2 qT anormal, denominado ' Vsobrepõem-se' (± 25 min) ou quantificando as diferenças hemisféricas no qT2 tempos de relaxamento só (± 28 min). No geral, qT2 derivado de parâmetros superam os do qT1. O protocolo atual de MRI é testado na fase hiper-aguda de um modelo de isquemia focal permanente, que pode não ser aplicável à isquemia cerebral focal transitória.

Em ratos, os perfis de gás de sangue foram os seguintes: SO2 95.8 ± 3,2%, PumCO2 51,6 ± 2,9 mmHg e pH 7,30 ± 0,04.
Típico Dav, qT2 e imagens de1 qT de uma fatia central de um rato representativo no 4 tempo pontos post MCAO são mostrados nos 3 primeiros painéis da Figura 1a. Imagens em outros painéis da Figura 1 mostram a lesão isquêmica automaticamente detectada em regiões no interior da lesão isquêmica com elevada qT1, qT2 e regiões com Vse sobrepõem e vermelho são mostrados em verde. Acima de 2 h post-MCAO, regiões com alta qT1 no interior da lesão isquêmica foram significativamente maiores do que a alta qT2 (p &#60; 0,01), mas convergentes com o tempo (Figura 1). A lesão isquêmica por Dav também foi maior do que as regiões de alta qT1 (p &#60; 0,05) e qT2 (p &#60; 0,05) nas primeiras duas horas.
As dependências de tempo de qMRI parâmetros são mostradas na Figura 2. Todos os parâmetros de qMRI foram preditores significativos de post tempo MCAO (ΔT1: R2 = 0,71, ΔT2: R2 = 0,75, f1: R2 = 0,53, f2: R2 = 0,82, V se sobrepõem: R2 = 0,87). Baseia o RMSE para cada parâmetro, incertezas associadas com as estimativas de tempo desde início de acidente vascular cerebral foram ± 37 min para ΔT1, ± 28 min para ΔT2, ± 47 min para ± 25 min para Vse sobrepõem, ±34 min para f2e f1. Assim, Vse sobrepõem deu a estimativa mais precisa do tempo desde o início do curso.
TTC coloração dos cérebros de amostras por volta das 6h após MCAO verificado danos isquêmicos irreversíveis predominantemente na matéria cinzenta (Figura 1D).
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig1.jpg"> 
Figura 1: mudanças nos parâmetros de qMRI devido a acidente vascular cerebral isquêmico em um rato exemplo. (um) mostra exemplo qMRI imagens ao longo de um período de 4 h de isquemia. As quatro primeiras colunas mostram Dav mapas, qT2 mapas, mapas de qT1 e T2 ponderada imagens, respectivamente. Colunas restantes mostram que o Dav mapas com várias representações das lesões automaticamente segmentadas. A lesão deav D automaticamente detectada é mostrada na coluna 5 em vermelho. Na coluna 6 o Dav lesão é mostrado em vermelho com voxels com alta qT2 mostrado em verde. Na coluna 7 a Dav lesão é mostrado em vermelho com alta qT1 voxels mostrados em verde. Na coluna 8 a lesão deav D é mostrada em vermelho com voxels com elevada qT1 e qT2 (Vse sobrepõem) mostrados em verde. (b) mostra a distribuição de qT2 em lesão em função do post tempo MCAOav D, bem como a distribuição de2 qT não-lesão no tempo zero. (c) mostra o qT correspondente1 distribuições, a lenda adjacente pertencentes a ambos os painéis (b) e (c). (d) mostra uma fatia do cérebro TTC-manchada, depois que o animal foi sacrificado em 6 h post-MCAO. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig1large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55277/55277fig2.jpg"> 
Figura 2: as relações entre tempo post-MCAO e qMRI parâmetros relevantes para o tempo de isquemia. (um) mostra f1, (b) a f2, (c), Vse sobrepõem, (d), ΔT1 e (e), ΔT2. Melhor ajuste para cada parâmetro (linha vermelha contínua) e barras de RMSE (linhas sólidas pretas) são mostradas. Linhas pontilhadas representam cada um dos ratos indivudual 5 sujeitados a MCAO. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55277/55277fig2large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>

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

É descrito um protocolo para a estimativa de tempo de início de curso em um modelo do rato do curso explorando parâmetros quantitativos a ressonância magnética (qMRI). O procedimento explora MRI de difusão para a delimitação da lesão vascular cerebral agudo e quantitativos T1 e T2 (qT1 e qT2) tempos de relaxamento para o sincronismo de AVC.

Um protocolo de ressonância magnética para estimativa de tempo de início curso em situações de isquemia Cerebral permanente

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

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Research

JoVE Journal

Neuroscience

14.0K visualizações.  University of Bristol. É descrito um protocolo para a estimativa de tempo de início de curso em um modelo do rato do curso explorando parâmetros quantitativos a ressonância magnética (qMRI). O procedimento explora MRI de difusão para a delimitação da lesão vascular cerebral agudo e quantitativos T1 e T2 (qT1 e qT2) tempos de relaxamento para o sincronismo de AVC.

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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.

Espectroscopia de Ressonância Magnética de viver Drosophila melanogaster Usando Angle Spinning Magia

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

Neurociência

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.

Múltiplas mouse-Imagem por Ressonância Magnética neuroanatômicos

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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.

De alta resolução funcionais Métodos ressonância magnética para Midbrain Humanos

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.

O Uso de Espectroscopia de Ressonância Magnética como ferramenta para a Medição do Bi-hemisféricas transcranianas Estimulação Elétrica Efeitos sobre Motor Primário Cortex Metabolismo

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

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

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

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

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

Alta resolução<em&gt; In Vivo</em&gt; Manual Protocolo Segmentação para hipocampo humano subcampos Utilizando Ressonância Magnética 3T

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

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

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

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

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

De alta resolução de ressonância magnética estrutural do Subcórtex Humano<I&gt; In Vivo</I&gt; E Postmortem

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

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

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

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

Utilizando tecnologia de impressão 3D para mesclar MRI com Histologia: Um protocolo para o Cérebro Seccionamento

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.

Avaliação da função bioenergética em células endoteliais Vascular Cerebral

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.

Protocolo de estimulação magnética transcraniana on-line para medir Cortical fisiologia associada com inibição de resposta

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.

Imagem latente de ressonância magnética do tensor da difusão na compressão crônica da medula espinal

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