DIFFUSIE-GEWOGEN MAGNETISCHE

RESONANTIE BEELDVORMING-

GEBASEERDE BIOMARKER VOOR

TRAUMATISCH HERSENLETSEL Aantal woorden: 24398

Ine van Kempen Stamnummer: 01306864

Promotor: Prof. dr. Christian Vanhove

Copromotor: Prof. dr. Andre Skirtach

Masterproef voorgelegd voor het behalen van de graad

Master of Science in de bio-ingenieurswetenschappen: cel- en genbiotechnologie

Academiejaar: 2017 - 2018

DIFFUSIE-GEWOGEN MAGNETISCHE

RESONANTIE BEELDVORMING-

GEBASEERDE BIOMARKER VOOR

TRAUMATISCH HERSENLETSEL Aantal woorden: 24398

Ine van Kempen Stamnummer: 01306864

Promotor: Prof. dr. Christian Vanhove

Copromotor: Prof. dr. Andre Skirtach

Masterproef voorgelegd voor het behalen van de graad

Master of Science in de bio-ingenieurswetenschappen: cel- en genbiotechnologie

Academiejaar: 2017 - 2018

"De auteur en de promotoren geven hun toestemming om deze scriptie te gebruiken voor raadpleging en delen te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik wordt onderworpen aan de auteurswetgeving, meer specifiek moet de bron uitgebreid worden gespecificeerd bij het gebruik van de resultaten van deze scriptie." "The author and the promotors give permission to use this thesis for consultation and to copy parts of it for personal use. Every other use is subject to the copywrite laws, more specifically the source must be extensively specified when using results from this thesis." Gent, 8 juni 2018

Promotor Prof. dr. Christian Vanhove

Co-promotor Prof. dr. Andre Skirtach

Tutor dr. Benedicte Descamps

Tutor Kim Braeckman

Tutor Dmitry Khalenkow

Auteur Ine van Kempen

Woord Vooraf

Eerst en vooral zou ik graag mijn promotors, Prof. dr. Christian Vanhove en Prof. dr. Andre

Skirtach, bedanken voor het mogelijk maken van en hun begeleiding bij deze masterproef.

Daarnaast zou ik heel graag mijn tutors aan het Infinity (INnovative Flemish IN vivo Imaging

TechnologY) labo, Kim Braeckman en Benedicte Descamps, bedanken voor hun uitgebreide

hulp. Zowel Kim als Benedicte waren steeds bereid hun tijd voor mij in te zetten indien ik een

vraag had tijdens de proeven zelf. Ook hebben ze mij geholpen bij het onder de knie krijgen

van de MRI-scanner en de vriesmicrotoom. Kim heeft mij gedurende het voorbije jaar heel

goed begeleid en haar oprecht enthousiasme, zowel in het echt als via mail, is er meerdere

malen in geslaagd mijn moed voor het afwerken van deze thesis te hernieuwen. Ze stond altijd

klaar om vragen te beantwoorden en was immer bereikbaar. Ook haar feedback was steeds

grondig met de bedoeling mij nieuwe inzichten te geven en mijn manier van werken te

verbeteren. Ik ben haar oprecht dankbaar en ben zeker dat mijn thesis niet dezelfde kwaliteit

zou gehad hebben zonder haar.

Ook bedankt aan mijn tutor in het MoBi (Molecular Biotechnology) Department, Dmitry

Khalenkow, voor de begeleiding bij het gebruik van het Raman toestel.

Het was een bewogen jaar, met veel nieuwe ervaringen en veel nieuwe vrienden. Ik ben

persoonlijk gegroeid en heb het voorbije jaar enorm veel bijgeleerd, waardoor ik niet meer

diezelfde persoon ben die ik was voor ik aan deze masterproef begon. Om mij bij deze groei

bij te staan zou ik heel graag mijn vrienden bedanken, zonder hen was dit helemaal niet

mogelijk geweest. Ik ben zo blij met jullie steun en jullie opbouwende kritiek. Zonder jullie zou

ik hier niet staan, en zou ik niet de persoon zijn die ik nu ben.

Als laatste wil ik ook heel graag mijn ouders en mijn broer bedanken. Mijn ouders zijn mij

doorheen het jaar blijven steunen, op zowel de heel positieve als de meer negatieve

momenten, en daarvoor ben ik hen ontzettend dankbaar. Bij mijn broer kon ik doorheen het

jaar ook steeds terecht met al mijn verhalen en nieuwe indrukken, dus ook hiervoor, bedankt.

Inhoudsopgave

1 Literatuurstudie ……………………………………………………………………………….….1

1.1 Hersenanatomie en structuur …………………………………………………….…….1

1.2 Traumatisch hersenletsel ………………………………………………..……………..3

1.2.1 Pathofysiologie…………………….………………………………….…….3

1.2.1.1 Primair traumatisch hersenletsel …………………………….…..3

1.2.1.2 Secundair traumatisch hersenletsel ………………..……………4

1.2.2 Classificatie van traumatisch hersenletsel………………………….……5

1.2.2.1 Mild traumatisch hersenletsel ………………………………….…6

1.2.2.2 Matig en ernstig traumatische hersenletsel…………..…………6

1.2.3 Diermodellen voor TBI ……………………………………………….…….7

1.2.3.1 Fluid percussion injury model …………………………………….8

1.2.3.2 Controlled cortical impact injury model ………………….………9

1.2.3.3 Weight drop-impact acceleration injury ……….…………………9

1.3 Beeldvorming van traumatisch hersenletsel ……………………………….……….10

1.3.1 Magnetische resonantie beeldvorming …………………………...…….11

1.3.1.1 MR systeem ………………………………………...…………….11

1.3.1.2 Basisprincipes van MR …………….…………………………….12

1.3.1.3 Voor- en nadelen van MRI beeldvorming…………………...…18

1.3.1.4 Diffusie-gewogen magnetische resonantie beeldvorming …...19

1.3.1.5 Network analysis ………………………………………...……….24

1.3.2 Raman spectroscopie …………………………………………………….25

1.3.2.1 Basisprincipes van Raman scattering .…………………………25

1.3.2.2 Instrumentatie …………………………………………………….27

1.3.2.3 Biomedische toepassingen…………………………..………….28

1.4 Probleemstelling…………………………………….………………………….………29

2 Materiaal en Methoden ………………………………….………..……………..……………31

2.1 Experimentele opzet…………………………………….………………………..……31

2.2 Inductie TBI …………………………………….…………………………………….…31

2.3 Magnetische resonantie beeldvorming ……………………………..………….……32

2.4 MRI data processing ………………………………………….……….………………33

2.5 Network analysis …………………………………….…………………………………34

2.6 Raman spectroscopie…………………………………….……………………………36

2.7 Raman spectroscopie data processing ……………...………………………………37

2.8 Statistische analyse…………………………………….…………………………...…38

3 Resultaten ………..………………………….…………………………………………………39

3.1 Network analysis …………………………………………….…………………………39

3.1.1 Globale graph measures………………...……………………….………39

3.1.2 Lokale graph measures ……….…………………………….……………43

3.2 Raman spectroscopie………………………………………………….………………46

4 Discussie …………………………………….……………………………………..………..…51

5 Conclusies …………………………………………………………….………….……………58

6 Verder onderzoek ……………………………………..…………………………………...…60

7 Referenties …………………………………….…………….…………………..…….………61

8 Appendix …………………………………….…………………………………………....……66

Lijst van afkortingen

ADC Apparent Diffusion Coefficient

BC

Betweenness centrality

CT

Computer Tomography

DAI

Diffure Axonal Injury

DTBI

Diffuste Traumatic Brain Injury

FA

Fractional Anisotropy

FID

Free Induction Decay

FT

Fourier Transformatie

GCS

Glasgow Coma Score

Gem Gemiddelde

MD

Mean Diffusivity

MR

Magnetic Resonance

MRI

Magnetic Resonance Imaging

MTBI

Mild Traumatic Brain Injury

NOS Number of streamlines

PC Principal Component

PCA Principal Component Analysis

RF Radio Frequency

SD Standaarddeviatie

TBI

Traumatic Brain Injury

TE

Echotijd

TR

Repetitietijd

Samenvatting

Traumatisch hersenletsel zorgt vandaag voor een significant aantal beperkingen en sterftes,

wat gepaard gaat met een druk op het welzijn van de patiënt, zijn sociale omgeving net als op

de sociale zekerheid. De pathofysiologie van TBI is echter nog steeds niet volledig doorgrond.

TBI veroorzaakt zeker axonale schade, wat waarschijnlijk de connecties tussen bepaalde

delen in de hersenen verandert. Het dierenmodel van Marmarou vertoont pathologische

gelijkenissen met de klinische DTBI en wordt in deze studie gebruikt om DTBI bij proefdieren

na te bootsen. Het doel van deze thesis is om de connecties tussen verschillende

hersenregio’s en veranderingen in het weefsel zelf, te onderzoeken.

Dit onderzoek gebruikte diffusie-gewogen magnetische resonantie beeldvorming om het

stromen van water in de hersenen te bekijken. Aan de hand van deze data was het mogelijk

om via tractografie, gebruik makende van het DTI-algoritme, het verloop van de axonen in de

hersenen te berekenen. Hiermee konden er netwerken opgebouwd worden. In deze studie

werden er twee netwerken opgebouwd: een netwerk gebaseerd op de number of streamlines

dat de probabiliteit van connectiviteit weergeeft en een netwerk dat gebaseerd is op de

number of streamlines maar met de fractionele anisotropie als gewichten, dit netwerk geeft de

integriteit van de connecties weer. Er werd een netwerkanalyse uitgevoerd met vijf

verschillende graph measures: de globale efficiëntie, de transitiviteit, de densiteit, de node

strength en de betweenness centrality. Zowel de globale efficiëntie als de transitiviteit bleken

onveranderd in de periode na het letsel. De node strength en de betweenness centrality bleek

voor enkele nodes hoog te zijn en te veranderen na het letsel. De nodes met een hoge node

strength en betweenness centrality waren de motor cortex, de somatosensory cortex, het

caudate putamen en de insula.

De analyse van het hersenweefsel werd uitgevoerd met behulp van Raman spectroscopie met

de focus op het corpus callosum en de hippocampus. Op de bekomen spectra werd eerst een

clusteranalyse uitgevoerd om aberrante spectra te kunnen verwijderen. Erna werden de

spectra opgedeeld in twee regio’s. Op de eerste regio (600 tot 1800 cm-1) werd een Principal

Component Analysis uitgevoerd om te bekijken welke pieken de grootste bijdrage leverden

aan de totale variantie in het spectrum. Uiteindelijk bleek dat de intensiteit van de pieken in

verhouding stond met de hoeveelheid variantie die ze veroorzaken. In de tweede regio (2700

tot 3200 cm-1) werden de intensiteiten van de piek op 2933 cm-1 (voornamelijk veroorzaakt

door eiwitten) en 2861 cm-1 (voornamelijk veroorzaakt door lipiden) en hun verhouding

onderzocht. In het corpus callosum waren er geen significante verschillen waar te nemen. In

de hippocampus waren er wel significante verschillen waar te nemen: Deze verschillen

kunnen verklaard worden door Wallerse degeneratie en regeneratie van de axonen.

Abstract

Traumatic brain injury contributes today to a significant amount of disabilities and fatalities,

which is accompanied with a pressure on the well-being of the patient, his social environment

and the social security. However, the pathophysiology of TBI is not yet completely understood.

It is known that it does cause axonal damage, which may interfere with the connections

between different brain regions. Marmarou’s animal model displays pathological resemblance

with the clinical DTBO and is used in this study to mimic DTBI in laboratory animals. The aim

of this thesis is to study the connections between different brain regions and to investigate

changes in the tissue itself.

This research used diffusion-weighted magnetic resonance imaging to inspect the diffusion of

water in the brain matter. With this data, it was possible to perform tractography using the DTI

algorithm, to compute the position of the axons. Afterwards two networks were constructed.

One network used the number of streamlines and described the probability of connectivity.

The seconds network was based on the number of streamlines but with the fractional

anisotropy as weights. This network described the integrity of the connections. Five different

graph measures were investigated: the global efficiency, the transitivity, the density, the node

strength and the betweenness centrality. Both the global efficiency and the transitivity showed

no difference in the time after the inury. Some nodes showed a high node strength and

betweenness centrality and this value changed after TBI. The nodes with high values were

the motor cortex, the somatosensory cortex, the caudate putamen and the insula.

Analysis of the brain tissue itself was executed with Raman spectroscopy with a focus on the

corpus callosum and the hippocampus. Firstly, a cluster analysis was performed to be able to

remove the aberrant spectra. Then the spectra were divided into two regions. On the first

region (600 to 1800 cm-1) a Principal Component Analysis was performed to investigate which

peaks contributed the most to the total variance. It turned out that the intensity of the peaks

was proportional with the amount of variance that they induced. In the second region (2700 to

3200 cm-1) the peak intensities of 2933 cm-1 (mainly caused by proteins) and 2861 cm-1 (mainly

caused by lipids) and their ratio was investigated. There were no significant differences in the

corpus callosum. There were significant differences to be found in the hippocampus. These

differences may be explained by the Wallerian degeneration and regeneration of axons.

LITERATUURSTUDIE

1

1 Literatuurstudie

1.1 Hersenanatomie en structuur

De hersenen zijn een complex orgaan en een onderdeel van het centrale zenuwstelsel. Ze

vormen het waarnemende, aansturende, controlerende en informatie verwerkende orgaan in

het lichaam. De hersenen zijn opgebouwd uit drie grote onderdelen: het cerebrum of de grote

hersenen, het cerebellum of de kleine hersenen en de hersenstam. De grote hersenen kunnen

dan ook nog eens onderverdeeld worden in twee hemisferen en deze kunnen nog eens

onderverdeeld worden in verschillende kwabben (de frontale kwab, temporale kwab, pariëtale

kwab en de occipitale kwab) (Squire et al., 2013).

Het oppervlak van de grote hersenen heeft een gerimpeld uiterlijk (Figuur 1). Deze plooien of

gyri vormen de cortex of de hersenschors en hun functie is oppervlaktevergroting. In de cortex

bevindt zich de meerderheid van de cellichamen van de zenuwcellen (neuronen). Deze

cellichamen hebben een grijs-bruin uiterlijk, waardoor dit gedeelte de grijze stof wordt

genoemd. Daarnaast bevinden er zich ook nog steuncellen in de grijze stof. De cortex heeft

een dikte die varieert tussen 2 mm en 4 mm. Onder de cortex bevindt zich de witte stof, die is

opgebouwd uit gemyeliniseerde axonen. De voornaamste functie van de witte stof is om de

verschillende delen van de grijze stofzones met elkaar te verbinden. De axonen maken het

mogelijk om snel signalen tussen de verschillende grijze stofzones door te sturen. Deze witte

stof neemt bij de mens bijna de helft van het totale hersenvolume in (Squire et al., 2013).

Figuur 1: Schematische weergave van enkele structuren van de hippocampus in de linker

hersenhemisfeer. Ook het corpus callosum is aangeduid. De weergave is vanuit een schuine linkse

hoek (Waxman, 2010).

In dit onderzoek wordt de focus gelegd op de hippocampus, die een rol speelt in het geheugen

en de vorming van herinneringen, en het corpus callosum, een van de grootste witte stofbanen

die de linker- en de rechterhersenhelften met elkaar verbindt en dus instaat voor het

doorgeven van signalen van de ene hemisfeer naar de andere (Squire et al., 2013).

LITERATUURSTUDIE

2

Op microstructureel niveau zijn de neuronen de meest essentiële onderdelen van de hersenen

(Figuur 2). Deze cellen zijn gespecialiseerd in het ontvangen, verwerken en doorgeven van

informatie. Ze bestaan uit een cellichaam of soma met vele uitlopers. Deze uitlopers zijn korte

dendrieten en typisch één lang axon. Dit axon geeft de informatie door over langere afstanden.

Dendrieten daarentegen zijn korte, vertakte uitlopers die zorgen voor de geleiding van de

elektrochemische signalen over korte afstanden. Deze signalen zijn afkomstig van

omliggende neuronen en worden door de dendrieten opgevangen en doorgegeven naar het

cellichaam (Squire et al., 2013).

Figuur 2: Het zenuwweefsel in de hersenen, dat voornamelijk is opgebouwd uit neuronen en

steuncellen. Aangepaste afbeelding uit OpenStax College, 2017.

De kleur van de witte stof van de hersenen is te danken aan myeline. Myeline bestaat voor

40% uit water. De droge stof bestaat uit ongeveer 70% lipiden en 30% eiwitten (Morell &

Quarles, 1999). Myeline is rond de axonen van de witte stof gewikkeld in de vorm van

spiraalvormige vetlagen en vormt nodules rond het axon. Tussen de verschillende nodules

zijn de knopen van Ranvier aanwezig. Op deze plaatsen wordt het actiepotentiaal

gegenereerd en doorgegeven met een lichte vertraging. Hierdoor lijkt het alsof het signaal

verspringt tussen de knopen van Ranvier over de lengte van het axon. Door het verspringen

zal het signaal sneller propageren dan wanneer het axon niet gemyeliniseerd zou zijn, en dit

heeft als gevolg dat het signaal snel en efficiënt wordt doorgegeven (Luo, 2015; Quarles et

al., 2006; Squire et al., 2013).

Naast neuronen zijn er in het hersenweefsel ook verschillende soorten steuncellen aanwezig:

oligodendrocyten, microgliacellen en astrocyten (Figuur 2). Oligodencrocyten zorgen voor de

aanmaak van myeline en voor de omhulling van de axonen met de myelineschede. Eén enkele

oligodendrocyt is in staat verschillende axonen te voorzien van hun myelineschede.

Microgliacellen zijn kleine cellen die instaan voor de eerste en de voornaamste actieve

immuunreactie in de hersenen. Hiernaast hebben ze ook een functie in het onderhoud van de

hersenen: ze doorzoeken de hersenen op de aanwezigheid van plaques en beschadigde

neuronen. Astrocyten zijn stervormige, vertakte cellen met verschillende onderhouds- en

metabolische functies. Ze maken ook deel uit van de bloed-hersenbarrière (Luo, 2015; Squire

et al., 2013).

https://www.een.be/https://www.een.be/https://www.een.be/

LITERATUURSTUDIE

3

1.2 Traumatisch hersenletsel

Traumatisch hersenletsel (Traumatic brain injury, TBI) is recent gedefinieerd als: “een

verandering in de werking van de hersenen of een verandering in de pathologie van de

hersenen, veroorzaakt door een externe kracht” (Peeters et al., 2015). Deze externe kracht is

mechanisch van oorsprong. TBI kan veroorzaakt worden door open wonden zoals bij de

penetratie van de hersenen door een kogel of een scherp object. Het kan echter ook

veroorzaakt worden door felle versnelling of vertraging door slaan of schudden van het hoofd,

of door botsingen of schokgolven. TBI treft wereldwijd jaarlijks meer dan tien miljoen mensen.

De voornaamste slachtoffers zijn mensen jonger dan 25 jaar of ouder dan 64 jaar (Bruns &

Hauser, 2003). Hun letsels worden voornamelijk veroorzaakt door respectievelijk

verkeersongevallen en valpartijen. Afhankelijk van de ernst van het letsel kunnen de gevolgen

van de verandering in de hersenstructuur tijdelijk of permanent zijn. Enkele van de mogelijke

gevolgen zijn neurologische defecten zoals verwarring, geheugenverlies, spraakgebrek,

verlamming, coma,... Traumatisch hersenletsel wordt beschouwd als een stille epidemie

aangezien de gevolgen dikwijls niet rechtstreeks zichtbaar zijn en er in de media weinig

aandacht aan wordt besteed. Ook weerspiegelt de term “stil” dat de incidentie van TBI dikwijls

nog onderschat wordt en dat de maatschappij zich onbewust is van de impact van TBI.

TBI is de belangrijkste oorzaak voor blijvende beperkingen voor personen jonger dan 40 jaar.

De gemiddelde Europese incidentie wordt geschat op 235 per 100 000 mensen per jaar en

het gemiddelde aantal TBI gerelateerde sterftes wordt geschat op 15 per 100 000 mensen per

jaar (Tagliaferri et al., 2005). De socio-economische gevolgen van TBI zijn bovendien groot:

het heeft niet alleen een invloed op de patiënt zelf maar ook op het gezin, de familie,

verzorgers en de sociale omgeving. TBI brengt ook meerdere kosten met zich mee:

rechtstreekse kosten zoals langdurige hospitalisatie en revalidatie maar ook indirecte kosten

door verlies aan productiviteit en sterfte (WHO, 2006; Peeters et al., 2015).

1.2.1 Pathofysiologie

De pathofysiologie van TBI is zeer complex. Ernst, type impact en plaats van het letsel, de

leeftijd van een persoon, geslacht, ... zijn allemaal factoren die een invloed hebben op het

letsel en bijgevolg is bijna elk letsel uniek. Net doordat er vele verschillende factoren zijn die

een invloed hebben, is er ook een grote diversiteit aan pathofysiologische kenmerken waar te

nemen. De primaire schade initieert een complex cascadeproces waarbij secundaire letsels

optreden door cellulaire degradatie en inflammatie (Prins et al., 2013).

1.2.1.1 Primair traumatisch hersenletsel

Kwetsuren aan het hoofd kunnen verschillende types van structurele schade veroorzaken. Dit

omvat zowel grote letsels, die met het blote oog zichtbaar zijn, als microscopische schade,

afhankelijk van het mechanisme en de krachten die de kwetsuren hebben veroorzaakt.

Primaire traumatische hersenletsels zijn een direct gevolg van mechanische krachten die

weefselvervormingen veroorzaken. Deze weefselvervormingen geven aanleiding tot een

epicenter van bloedvaten, axonen en neuronen die onherstelbare schade oplopen. Deze

schade kan zowel focaal als diffuus van vorm zijn (Finnie & Blumbergs, 2002).

Macroscopisch gezien zijn kneuzingen veelvoorkomend bij TBI en ze kunnen een indicatie

zijn dat er hersentrauma heeft plaatsgevonden. Kneuzingen zijn oppervlakkige letsels

LITERATUURSTUDIE

4

voortkomend uit schade aan kleine bloedvaten, waardoor er bloedingen in de cortex ontstaan.

Hun voornaamste plaats van voorkomen is net onder de plaats van impact, al kunnen er ook

kneuzingen gevonden worden aan de tegenovergestelde zijde, de zogenaamde ‘contre coup’

letsels. Kneuzingen zijn ook vaak geassocieerd met schedelbreuken (Finnie & Blumbergs,

2002).

Ook hersenbloedingen kunnen aanwezig zijn en deze zijn het gevolg van het scheuren van

de bloedvaten op het ogenblik van de impact. De bloedingen zelf zijn dikwijls niet meteen

zichtbaar waardoor deze zich langzaamaan kunnen uitspreiden. Het hematoom wordt soms

pas zichtbaar uren tot dagen na de initiële impact (Parikh et al.,2007).

Oedeemvorming is een verschijnsel dat dikwijls optreedt bij TBI. Vasogeen hersenoedeem

wordt veroorzaakt door mechanische disruptie, zelfvertering of het functioneel afbreken van

de endotheelcellaag, een onderdeel van de bloed-hersenbarrière. Hierdoor kunnen ionen en

eiwitten ongehinderd overgaan van de bloedvaten naar het extracellulaire milieu van de

hersenen, wat zorgt voor extracellulaire wateraccumulatie. Macroscopisch gezien kan

cytotoxische hersenoedeem optreden, dit is de intracellulaire wateraccumulatie van neuronen,

astrocyten en microglia. Een cytotoxich hersenoedeem is het gevolg van een verhoogde

permeabiliteit van de celmembranen voor ionen, en van een verhoogde cellulaire resorptie

van osmotisch actieve componenten (Werner & Engelhard, 2007).

Er kan ook schade optreden aan de neuronen zelf. Door afscheuren of afsnijden van neuraal

weefsel worden de axonen onmiddellijk volledig verbroken, hierbij is er ook een verstoring van

de bloedvaten en de gliacellen (Finnie & Blumbergs, 2002).

Diffuus axonaal letsel (Diffuse Axonal Inury, DAI) is een microscopische, wijdverspreide vorm

van schade aan de neuronen in beide hersenhemisferen, corpus callosum, hersenstam en

cerebellum. Door het trauma treedt er deformatie op van de hersenen. Hierbij worden lange

structuren zoals axonen, maar ook bloedvaten, bedreigd met uitrekking en afsnijding.

Vervorming van het omringende cytoskelet onderbreekt het normale axonaal transport,

waardoor er accumulatie plaatsvindt van transportproducten in de omgeving van het letsel.

Hierdoor wordt ook de neurale homeostase verstoord. In milde en middelmatige DAI is er

dikwijls geen macroscopische schade zichtbaar, en de hersenen kunnen volledig normaal

lijken bij routineonderzoek. Pas bij een microscopisch onderzoek worden er verschillende

gezwollen en losgekoppelde axonen zichtbaar (Laskowitz & Grant, 2016; Smith et al., 2003).

1.2.1.2 Secundair traumatisch hersenletsel

Rondom het epicenter bevindt zich een penumbra met cellen die mogelijks onomkeerbrare

schade hebben opgelopen. De penumbra is ook de plaats waar het meeste van de secundaire

letsels optreden. Deze secundaire letsels volgen op de primaire letsels en dit kan zeer kort

erna zijn, minuten na de primaire letsels kan er reeds secundaire schade optreden. De

secundaire letsels kunnen echter ook pas veel later tot uiting komen, maanden na de primaire

letsels. De secundaire letsels worden veroorzaakt door een progressieve cascade aan

metabolische, cellulaire en moleculaire gebeurtenissen. Deze kunnen uiteindelijk leiden tot

celdood en schade aan het hersenweefsel. De cascade bereikt zijn hoogtepunt wanneer

celdood van de neurale cellen, endotheelcellen en de gliacellen optreedt en de witte stof

degenereert (Finnie & Blumbergs, 2002; Xiong et al., 2013).

LITERATUURSTUDIE

5

De complexe secundaire cascade wordt geïnitieerd door het primaire letsel. Mechanische

vervormingen en schuifspanningen zorgen voor een depolarisatie van de celmembranen, wat

leidt tot een verhoogde vrijstelling van prikkelende neurotransmitters zoals glutamaat en

aspartaat. Deze stoffen binden met glutamaat receptoren en induceren een calciuminflux in

de cellen. De overdaad aan calcium in de cellen induceert de activatie van enzymen en

gentranscriptie. Calcium-afhankelijke fosfolipasen, proteasen en endonucleasen worden

geactiveerd en breken lipiden, eiwitten en nucleïnezuren af. Door de verhoogde

calciumconcentratie in de cellen zullen de mitochondriën de overdaad aan calcium proberen

opslaan wat leidt tot energiedeficiënties, de vorming van vrije radicalen en de initiatie van

apoptose (Finnie & Blumbergs, 2002; Xiong et al., 2013).

Gedurende drie tot zus uren na het primaire letsel treedt er beschadiging van het cytoskelet

op. Dit zorgt voor een onderbreking van de axonen. De verschillende afgebroken

componenten van het cytoskelet zullen accumuleren en veroorzaken zwelling van de axonen.

Volledige verbreking van de axonen wordt pas zichtbaar zes tot twaalf uren na het initiële

letsel. Er treedt ook Wallerse degeneratie op, waarbij de distale axonen volledig

gesegmenteerd worden en de myelineschede wordt afgebroken (Finnie & Blumbergs, 2002).

De ontstekingsreactie is een belangrijke component van TBI, meer specifiek bij kneuzingen

en bloedingen. De reactie is maximaal enkele dagen na het letsel, maar cytokines worden

reeds vrijgesteld door microglia en astrocyten uren na het primaire letsel. Dit leidt tot de

afbraak van de bloed-hersenbarrière en complement-gemedieerde activatie van celdood en

apoptose. Indien de ontstekingsreactie overmatig is kan ze leiden tot deze ongewenste

verschijnselen. Een minimale ontstekingsreactie is echter nodig om de celresten op te ruimen

na het letsel, en ontstekingssignalen kunnen ook de regeneratie bevorderen (Maas et al.,

2008).

Naast deze moleculaire cascade kunnen ook systemische condities zoals hypoxia en

hypotensie significant bijdragen aan secundaire hersenletsels en zijn ze geassocieerd met

een verslechterende morbiditeit en sterfte na TBI (Ghajar, 2000).

1.2.2 Classificatie van traumatisch hersenletsel

Er zijn vele risicofactoren die de ernst van het traumatische hersenletsel bijkomstig kunnen

beïnvloeden, enkele voorbeelden zijn leeftijd, geslacht, medicatie en genetica. Dit zorgt ervoor

dat de letsels heterogeen zijn maar globaal kunnen de letsels ingedeeld worden in mild, matig

en ernstig traumatisch hersenletsel (Xiong et al., 2013).

1.2.2.1 Mild traumatisch hersenletsel

Er bestaat geen eenduidige definitie voor een mild traumatisch hersenletsel (mild traumatic

brain injury, MTBI), al zijn de meeste definities wel vergelijkbaar. De typische kenmerken van

een MTBI zijn een Glascow-comascore (GCS) van 13 tot en met 15, een maximaal verlies

van bewustzijn gedurende 30 minuten en geheugenverlies tot maximaal 24 uur na het trauma.

Een hersenschudding is een voorbeeld van een mild traumatisch hersenletsel (Katz et al.,

2015).

LITERATUURSTUDIE

6

MTBI is de meest voorkomende vorm van TBI en 80% van de gevallen worden tot deze klasse

gerekend. Er wordt echter geschat dat minstens 25% van de personen met een MTBI geen

medische hulp zoeken, waardoor dit percentage waarschijnlijk een onderschatting is (Katz et

al., 2015).

De letsels kunnen slechts zeer kleine neurometabole veranderingen zijn waarbij de patiënten

bijna of volledig asymptomatisch zijn. In dit geval is het herstel meestal snel en volledig. Indien

er toch symptomen aanwezig zijn, uit dit zich dikwijls in hoofdpijn en misselijkheid met

eventuele subtiele veranderingen in gedrag. MTBI kan echter ook aanleiding geven tot

blijvende structurele hersenschade met permanente problemen, zoals cognitieve problemen,

moeilijkheden met het uitvoeren van dagdagelijkse activiteiten en het onvermogen om te gaan

werken, tot gevolg (Iverson & Lange, 2011a).

1.2.2.2 Matig en ernstig traumatisch hersenletsel

Wanneer aan één van de voorwaarden voor een MTBI niet voldaan wordt, kan er gesproken

worden over een matig of ernstig traumatisch hersenletsel (moderate or severe traumatic brain

injury). Matig traumatisch hersenletsel is verantwoordelijk voor ongeveer 10% van alle

gevallen van TBI, terwijl ernstig traumatisch hersenletsel verantwoordelijk is voor de overige

10%. Ondanks dat deze letsels een kleinere frequentie van voorkomen hebben, is de

resulterende impact op zowel de patiënt, de familie als de samenleving veel groter dan bij

MTBI (Iverson & Lange, 2011b).

Bij een matig letsel (GCS 9-12) is de patiënt slaperig of versuft, bij een ernstig letsel (GCS 3-

8) is de patiënt comateus en is het onmogelijk om de ogen te openen of opdrachten uit te

voeren (Ghajar, 2000).

Er kan een lineair verband worden vastgesteld tussen de ernst van het letsel en het aantal

beïnvloede cognitieve functies. Zowel matige als ernstige TBI kunnen leiden tot een

permanente verstoring van verschillende cognitieve functies (Iverson & Lange, 2011b).

Dikwijls is er een tijdelijke vermindering of verlies van reuk- en smaakvermogen, in zeldzame

gevallen kan er ook een verlies van het zicht optreden. Deze symptomen verdwijnen dikwijls

spontaan na enkele weken tot maanden. Indien de schade significant was kunnen er blijvende

cognitieve storingen optreden. De meest voorkomende zijn geheugenverlies,

gedragsveranderingen, emotionele labiliteit, slaapverstoringen en een verminderde

intellectuele capaciteit (Ghajar, 2000).

Het grootste herstel van matige tot ernstige TBI vindt plaats binnen het eerste jaar na het

optreden van het letsel. Na het eerste jaar is er nog in een mindere mate verder herstel

mogelijk. Na het tweede jaar worden er geen verdere verbeteringen in cognitieve functies

meer verwacht (Iverson & Lange, 2011b).

https://www.een.be/https://www.een.be/

LITERATUURSTUDIE

7

1.2.3 Diermodellen voor TBI

Diermodellen zijn noodzakelijk in het onderzoek naar de onderliggende moleculaire en

cellulaire mechanismen van traumatische hersenletsels en voor het ontwikkelen van nieuwe

therapeutische strategieën voor genezing. Ook kunnen diermodellen helpen bij het begrijpen

van de complexe veranderingen in gedrag. De pathogenese van TBI is tot op vandaag niet

volledig begrepen, voornamelijk doordat patiënten dikwijls zeer complexe letsels met een

verscheidenheid aan ernst en lokalisatie vertonen (O’Connor et al., 2011).

Aangezien klinische TBI heterogene letsels veroorzaakt is er geen enkel diermodel dat in staat

is om het volledige spectrum aan symptomen na te bootsen. De meeste diermodellen worden

ontwikkeld zodat ze een homogeen letsel zullen veroorzaken. Hierbij worden vooraf

bestaande parameters zoals leeftijd, gezondheidstoestand, geslacht en genetische

achtergrond zorgvuldig beheerst, zodat deze een vaste invloed hebben op de ernst van het

letsel (Xiong et al, 2013).

Het is daarentegen ook belangrijk dat een experimenteel model in staat is om een variabele

graad in de ernst van het letsel te kunnen toebrengen, zodat een enkel model in staat is om

een gehele reeks aan letsels te kunnen nabootsen. Dit wordt mogelijk door de voornaamste

mechanische parameters van het impacttoestel aan te passen (O’Connor et al, 2011).

Menselijke hersenletsels veroorzaakt door versnelling kunnen het beste nagebootst worden

in dieren met een gyrencephalon. Mogelijke dieren zijn schapen, varkens en primaten, deze

laatsten hebben ook een verhouding van hersenmassa tot hoofdmassa die gelijkaardig is aan

die van de mens. De schuif- en inertiekrachten staan namelijk in verhouding met de

hersenmassa. Doordat kleinere dieren zoals knaagdieren een kleinere hersenmassa bezitten

zullen krachten die vergelijkbaar zijn als de krachten die optreden bij de mens zeer moeilijk te

behalen zijn. Knaagdieren hebben bovendien een lissencephalon en kunnen in tegenstelling

tot dieren met een gyrencephalon veel grotere acceleratiekrachten tolereren (Finnie &

Blumbergs, 2002).

Bij vierpotigen ligt de as van de hersenen ook parallel met het ruggenmerg, terwijl deze bij de

mens en primaten een loodrechte hoek vormt. De roterende krachten die sterk kunnen

optreden bij de mens zullen dus slechts in mindere mate bij de vierpotigen voorkomen (Finnie

& Blumbergs, 2002).

Beide eigenschappen zorgen voor een betere tolerantie van knaagdieren voor TBI.

Desondanks worden knaagdieren gebruikt in het onderzoek naar traumatisch hersenletsel,

aangezien ze gelijkenissen met de mens vertonen op vlak van zowel structuur als functie van

de hersenen. Er zijn ook nog andere voordelen verbonden aan het gebruik van knaagdieren:

ze zijn klein, goedkoop, hun huisvestingskosten zijn laag, ze zijn gemakkelijk in de omgang,

er bestaan gekarakteriseerde strains, ze hebben een korte reproductiecyclus en een korte

levensduur (Finnie & Blumbergs, 2002).

De modellen om TBI te induceren bij proefdieren kunnen ingedeeld worden in verschillende

klassen volgens het mechanisme dat ze gebruiken om de letsels te veroorzaken. De

verschillende mechanismen zijn: versnelling en vertraging, versnelling en impact dat

LITERATUURSTUDIE

8

rechtstreekse deformatie van de hersenen veroorzaakt, doorboren van de schedel en de

hersenen, of een impact bij zeer hoge snelheid, de zogenaamde ontploffingsmodellen. Er

worden drie modellen op grote schaal gebruikt: Fluid Percussion Injury, Controlled Cortical

Impact Injury en Weight-Drop Impact Acceleration Injury (Figuur 3). De eerste twee modellen

maken deel uit van de categorie die gebruikt maakt van versnelling en impact, terwijl het

laatste model gebruik maakt van versnelling en vertraging (Kaur et al, 2017; Xiong et al.,

2013).

a) Fluid percussion injury b) Controlled cortical impact injury

c) Marmarou’s weight drop model

Figuur 3: De verschillende diermodellen voor TBI. a) Fluid percussion Injury. b) Controlled cortical

impact injury. c) Marmarou’s weight drop model. Aangepaste afbeeldingen uit Xiong et al., 2013

1.2.3.1 Fluid percussion injury model

In dit model wordt het traumatische hersenletsel veroorzaakt door de impact van een slinger

op een zuiger van een reservoir met een vloeistof (Figuur 3a). Op deze manier wordt er een

drukpuls gegenereerd die het intacte, harde hersenvlies raakt. Dit hersenvlies werd op

voorhand blootgelegd door middel van een craniotomie (Xiong et al., 2013).

De impact zorgt voor een kortstondige verplaatsing van het hersenweefsel. Het model

veroorzaakt geen schedelbreuk. Het is wel in staat om axonale letsels, kneuzingen en zwelling

LITERATUURSTUDIE

9

van de hersenen te veroorzaken, met verzwakte motorische functies en cognitieve

beperkingen tot gevolg (Xiong et al., 2013).

De graad van het letsel is afhankelijk van de sterkte van de drukpuls. Dit kan worden

aangepast door de startpositie van de slinger te veranderen. De locatie van de impact op het

harde hersenvlies bepaalt het type TBI dat wordt toegebracht. Wanneer de impact gebeurt ter

hoogte van de middellijn van de hersenen zal een diffuus letsel geïnduceerd worden. Gebeurt

de impact echter lateraal, wordt een focaal letsel met diffuse elementen geïnduceerd

(O’Connor et al, 2011; Xiong et al., 2013).

Dit model heeft echter ook verschillende nadelen. De karakteristieken van de drukpuls

veroorzaakt door de slinger zijn niet rechtstreeks gerelateerd met de mechanische impact op

de hersenen. Dit maakt het moeilijk om letsels veroorzaakt door dit model rechtstreeks te

relateren met klinische verschijnselen. Ook is het mechanisme om het letsel te veroorzaken

in de weefsels, namelijk een letsel door de slag van de vloeistof op het weefsel, verschillend

van wat er wordt geobserveerd in klinische TBI. Een ander nadeel van dit model is dat de

stroomkarakteristieken van de vloeistof afhankelijk zijn van de vorm van de hersenen en van

de diersoort waarop het wordt toegepast. Dit bemoeilijkt de precieze analytische en

biomechanisch analyse (O’Connor et al, 2011; Xiong et al., 2013).

1.2.3.2 Controlled cortical impact injury model

Dit model maakt gebruik van een pneumatisch of elektromagnetisch impact toestel (Figuur

3b). Het toestel zal een rigide tip in het blootgelegde harde hersenvlies duwen met behulp van

mechanische energie. Het harde hersenvlies is ook hier voorafgaand aan de impact

blootgelegd via craniotomie. De mechanische energie wordt opgewekt met behulp van

luchtdruk (Xiong et al., 2013).

De impact op het hersenvlies veroorzaakt een focale vervorming van de onderliggende cortex.

De snelheid van de tip bij impact en de mate van vervorming bepalen de ernst van het letsel.

Mogelijke letsels zijn weefselafbraak in de cortex, acute vorming van hematomen, axonale

letsels, hersenschudding en een verstoorde bloed-hersenbarrière (O’Connor et al., 2011;

Xiong et al., 2013).

De voornaamste voordelen van dit model is dat het risico op een letsel door terugkaatsing,

wat bij andere modellen die gebruik maken van de zwaartekracht kan voorkomen,

geminimaliseerd wordt. Bij dit model is het ook eenvoudig om de belangrijkste mechanische

parameters aan te passen. Enkele voorbeelden van parameters zijn tijd, snelheid en diepte

van de impact (O’Connor et al., 2011; Xiong et al., 2013).

1.2.3.3 Weight drop-impact acceleration injury

In weight-drop modellen wordt een gewicht van op een zekere hoogte losgelaten zodat het

met behulp van de zwaartekracht een impact heeft op het hoofd (Figuur 3c). Deze impact

gebeurt rechtstreeks op het harde hersenvlies van de hersenen, dat blootgelegd is met behulp

van een craniotomie, of op de schedel. De ernst van het veroorzaakte letsel is afhankelijk van

de massa van het gewicht en de hoogte waarvan het wordt losgelaten (Xiong et al., 2013).

LITERATUURSTUDIE

10

Marmarou’s impact acceleration model (Marmarou et al., 1994) is een voorbeeld van een

weight-drop model zonder craniotomie. Een gewicht wordt van een bepaalde hoogte

losgelaten en zal doorheen een plexiglazen buis geleid vallen. Het proefdier, meestal een rat,

zijn schedel is blootgelegd en op de schedel is een roestvrijstalen plaatje bevestigd met lijm.

Het plaatje is bevestigd op de middellijn tussen lambda en bregma en dient om schedelbreuk

te voorkomen en de impact te verdelen. Het proefdier wordt op een schuimbed geplaatst en

de hersenen ondervinden een impact door het gewicht te laten vallen op het plaatje (Xiong et

al., 2013).

Het model produceert een uitgesproken diffuus axonaal letsel (Diffuse Traumatic Brain Injury,

DTBI) dat gelijkaardig is aan de letsels geobserveerd in klinische omstandigheden.

Histopathologie van de letsels veroorzaakt door Marmarou’s model toont wijdverspreide en

bilaterale schade aan neuronen, axonen, dendrieten en capillairen, voornamelijk in het corpus

callosum en andere witte stofbanen in de hersenen. Gedurende verschillende uren na de

impact is er ook een vermindering in de doorbloeding van de hersenen en een verhoogde

intracraniëledruk waar te nemen. Bij matige en ernstige TBI kan er via diffusie-gewogen

magnetische resonantie beeldvorming ook aangetoond worden dat er een vasogeen oedeem

ontstaat direct na de impact, gevolgd door een meer verspreide en tragere oedeemvorming

dat voornamelijk wordt veroorzaakt door het opzwellen van de cellen. Marmarou’s model is

ook in staat om motorische en cognitieve beperkingen te veroorzaken, die gelijkaardig zijn

aan het fluid percussion injury model (Cernak, 2005).

Het DTBI model van Marmarou heeft verschillende voordelen. Het is in staat om klinische

letsels accuraat na te bootsen. Het model is relatief eenvoudig en kan desondanks toch een

grote verscheidenheid in de ernst van het letsel veroorzaken. Ook is het mogelijk de ernst van

het letsel in te stellen, zodat er geen ergere letsels worden veroorzaakt dan nodig. Daarbij is

het sterftecijfer van de proefdieren laag (Chen et al., 2008; Xiong et al., 2013).

Een nadeel van Marmarou’s model is de mogelijkheid op terugkaatsing, waardoor er een

aanvullende, ongewenste impact kan plaatsvinden. Ondanks het plaatje kunnen er bij het

induceren van ernstige letsels nog steeds schedelbreuken en bijkomende complicaties

voorkomen (Xiong et al., 2013).

1.3 Beeldvorming van traumatisch hersenletsel

TBI zorgt voor een verstoring van de neurocognitieve functies en kan zorgen voor

neurologische afwijkingen. Om de ernst van de letsels te kunnen inschatten is het dan ook

uiterst belangrijk om ze met behulp van beeldvormingstechnieken te visualiseren. Computer

Tomography (CT) en Magnetic Resonance Imaging (MRI) zijn de belangrijkste

beeldvormingstechnieken die in de medische wereld gebruikt worden om TBI weer te geven.

LITERATUURSTUDIE

11

1.3.1 Magnetische resonantie beeldvorming

MRI biedt de mogelijkheid om een goed contrast te verkrijgen tussen zachte weefsels en om

die reden is het een veelgebruikte techniek bij de beeldvorming van de hersenen. Er zijn ook

verschillende soorten contrasten mogelijk. Om de techniek goed te kunnen begrijpen wordt

eerst dieper ingegaan op de componenten van een MRI-scanner en de basisprincipes van het

werkingsmechanisme.

1.3.1.1 MR-systeem

De belangrijkste en tevens de duurste component van het MR (Magnetic Resonance) systeem

is de magneet en het opgewekte magnetisch veld (Figuur 4). Het magnetisch veld wordt

opgewekt rondom de patiënt en moet constant en zeer homogeen zijn. Bij MR-systemen wordt

er voornamelijk gebruik gemaakt van supergeleidende magneten. Deze magneten worden

supergeleidend door ze af te koelen tot een temperatuur van ongeveer 4 K of -269 °C. Deze

soort magneten hebben een uitstekende veldstabiliteit en zijn in staat de veldsterktes die

gebruikt worden in het MR-systeem, tussen 0,5 T en 15 T, op te wekken. Voor het afkoelen

van de magneten wordt vloeibaar helium gebruikt, eventueel kan ook vloeibare stikstof

gebruikt worden voor precooling.

Om specifieke delen van de patiënt in beeld te brengen wordt gebruik gemaakt van gradiënt

coils die ervoor zorgen dat het statische veld kan gemanipuleerd worden zodat er een

verschillende veldsterkte op verschillende plaatsen wordt verkregen. Deze gradiënten kunnen

in elke orthogonale richting (x, y en z) worden aangelegd met behulp van drie gradiënt coil

paren, waardoor de precieze delen van de patiënt in beeld gebracht worden.

Het derde belangrijke onderdeel is het radiofrequentie (RF) systeem. Dit onderdeel zendt een

RF-puls uit om de weefsels van de patiënt te stimuleren en vangt het MR-signaal uitgezonden

door diezelfde weefsels terug op.

Zowel het statische magnetisch veld als het RF-systeem kunnen interferentie ondervinden

van externe toestellen en signalen. Om de beeldkwaliteit zo hoog mogelijk te houden moet

deze interferentie geminimaliseerd worden met behulp van een kooi van Faraday rond de MR-

scanner. Zo wordt niet alleen het MR-systeem beschermd tegen mogelijke externe radiatie

maar is bovendien ook apparatuur buiten de ruimte beschermd tegen de magnetische velden

van de MRI-scanner (Hendrix, 2003a).

Figuur 4: Het MR-systeem. Op de afbeeldingen zijn de belangrijkste componenten aangeduid: de

magneet, het radiofrequentie systeem en de gradiënten. Aangepaste afbeelding uit Gould, 2008.

LITERATUURSTUDIE

12

1.3.1.2 Basisprincipes van MR

Protonen zijn kleine, positief geladen deeltjes, die deel uitmaken van de kern van een atoom.

Ze bezitten bovendien de intrinsieke eigenschap spin. Dit kan worden voorgesteld as een

lading die continu draait rond zijn as. Doordat de lading continu beweegt ontstaat er een

elektrische stroom. Volgens de wetten van de fysica veroorzaakt een bewegende elektrische

stroom een magnetisch veld. Dit betekent dat elk proton een magnetisch veld en een spin

magnetisch moment bezit. MRI maakt gebruik van dit magnetische moment van atomen

(Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

Verschillende atomen hebben magnetische momenten (1H, 13C, 19F, 23Na, 31P). Bij MRI wordt

er echter meestal gebruik gemaakt van de magnetische momenten van 1H. Waterstof is

speciaal omdat de kern één enkel proton is. Wanneer er dus gesproken wordt over protonen,

wordt er ook gesproken over waterstofkernen. Aangezien waterstof abundant is in het lichaam

in de vorm van water en vetten, geeft het ten opzichte van de andere kernen ook het meest

intense magnetische resonantie signaal (Schild, 1990).

Het magnetische moment van de spin kan worden voorgesteld door een vector. Wanneer er

geen extern magnetisch veld aanwezig is zullen deze vectoren willekeurig georiënteerd zijn

en zullen hun effecten elkaar neutraliseren.

Wanneer echter de protonen in een extern aangelegde magnetisch veld worden gebracht

zullen ze zich ermee aligneren (Figuur 5). Dit kunnen ze doen volgens de richting van het

magnetisch veld, parallel (spin up), of tegen de richting in, anti-parallel (spin down). Het

energieniveau van de twee toestanden is echter verschillend. Parallel heeft een lager

energieniveau, waardoor dit de geprefereerde toestand is. Het verschil in aantal protonen per

toestand is echter miniem. Gemiddeld gezien zal er per 106 protonen één proton meer in de

parallelle richting liggen ten opzichte van anti-parallel. Dit geeft een zwak macroscopisch

effect: magnetisatie (Mz) (McRobbie et al., 2017; Schild, 1990).

Figuur 5: De pijlen stellen het magnetische effect van de protonen voor. De cirkels rondom de protonen toont aan dat ze ronddraaien en niet immobiel zijn. a) Wanneer er geen extern magnetisch veld aangelegd is zullen de protonen willekeurig georiënteerd zijn. b) Bij het aanleggen van een extern magnetisch veld zullen de protonen zich ermee aligneren. Dit kan zowel parallel als anti parallel (Weishaupt et al., 2008).

LITERATUURSTUDIE

13

De protonen liggen ook niet stil. Ze draaien omheen hun longitudinale as, wat precessie wordt

genoemd. De snelheid waarmee deze precessie plaatsvindt is de Larmor frequentie ω0. Deze

precessie frequentie is afhankelijk van de sterkte van het externe magnetische veld en van

het type nucleus en kan berekend worden met de volgende formule:

ω0 = γВ0

Hierbij staat В0 voor de sterkte van het externe magnetische veld en de constante γ voor de

gyromagnetische verhouding.

In een extern, homogeen magnetisch veld zullen alle protonen aan eenzelfde frequentie

ronddraaien langs de longitudinale as, maar wel in willekeurige fase. Hierdoor zullen de

magnetische componenten in de transversale richting (loodrecht op het externe veld) elkaar

compenseren, waardoor er geen totale component is in de transversale richting. In de richting

van het magnetische veld is er, zoals eerder besproken, wel een teveel aan up spins waardoor

er een magnetische kracht is in de richting van het magnetische veld. Deze magnetische

kracht is echter onmeetbaar. Bijgevolg kan er geen MR-signaal worden opgewekt wanneer

de protonen niet in eenzelfde fase om hun longitudinale as draaien (Hendrix, 2003a; Schild,

1990).

Om een meetbaar signaal te verkrijgen wordt gewerkt met een radiogolf doe de spins

gedurende enkele milliseconden stimuleert. De golf moet dezelfde frequentie hebben als de

precessie frequentie van de protonen, de Larmor frequentie. Indien dit het geval is kan er

energie uitgewisseld worden tussen de radiogolf en de protonen. Het uitwisselen van energie

wordt ook resonantie genoemd (Schild, 1990).

Een tweede effect van de radiogolf is dat de protonen allemaal in fase gaan ronddraaien en

er een transversale magnetisatie (M⊥) ontstaat. Bovendien zullen de protonen ook verder van

de longitudinale as kantelen. Hoe hoger de energie van de toegediende puls, hoe verder de

protonen van de longitudinale as zullen kantelen. Dit kantelen wordt ook de flip angle genoemd

(Schild, 1990).

Bij MRI wordt meestal gewerkt met een 90° flip. Dit betekent dat de longitudinale magnetisatie

verdwijnt en enkel de transversale magnetisatie overblijft. Hoe sterker de transversale

magnetisatie, hoe sterker het resulterende MR-signaal zal zijn. Dit MR-signaal wordt de Free

Induction Decay (FID) genoemd. De magnetisatie zal echter snel vervagen door relaxatie

(Schild, 1990).

1.3.1.2.1 Spin relaxatie

Zodra de 90° puls wordt afgezet zullen de protonen weer naar hun originele

evenwichtstoestand overgaan (Figuur 6). Het proces om terug naar de evenwichtstoestand

over te gaan wordt relaxatie genoemd.

LITERATUURSTUDIE

14

Figuur 6: a) In een sterk extern magnetisch veld zullen de protonen (gele pijlen) zich richten volgens

dat veld, waardoor er longitudinale magnetisatie ontstaat. b) Tijdens het insturen van een 90° RF is de

longitudinale magnetisatie omgezet in transversale magnetisatie en draaien de protonen rond in het xy-

vlak. De magnetische vector (rood) is 90° gekanteld. c) Na de puls zullen bepaalde protonen

overgegaan naar een hogere energietoestand (spin down). Ook zullen de protonen in fase ronddraaien.

d) De protonen defaseren. Er treedt relaxatie op: de longitudinale magnetisatie wordt opnieuw

opgebouwd (T1 relaxatie) en de transversale component vervalt (T2 relaxatie). e) Na een bepaalde tijd

is de evenwichtstoestand hersteld. Aangepaste afbeelding uit Lee & Hyeon, 2012.

Relaxatie kan worden opgedeeld in twee onafhankelijke processen. Enerzijds zullen de

protonen weer uit fase gaan waarbij de transversale component afneemt en uiteindelijk

verdwijnt. Anderzijds wordt de longitudinale component langzaam opnieuw opgebouwd. Het

opbouwen van de longitudinale magnetisatie gebeurt trager dan het afnemen van de

transversale magnetisatie. Beide volgen echter een exponentieel verloop met een

welbepaalde tijdsconstante. Het opbouwen van de longitudinale component maakt gebruik

van tijdsconstante T1, het verval van de transversale component van T2.

Na een tijdsconstante T1 is de longitudinale magnetisatie reeds voor 63% hersteld. Na circa

vijf tijdsconstanten is de magnetisatie volledig hersteld. De protonen verliezen hun energie

door interactie met de omgevingen, dit is dus afhankelijk van het weefseltype waarin de

protonen zich bevinden (spin lattice interactie). Daarnaast is T1 ook afhankelijk van het externe

magnetische veld, hoe hoger de sterkte van het externe veld hoe hoger T1, en dus hoe langer

het duurt eer de oorspronkelijke magnetisatie is hersteld.

Na een tijdsconstante T2 is 37% van het maximale signaal weggevallen. Na circa vijf

tijdsconstanten zal het transversale signaal volledig verdwenen zijn. Gelijkaardig aan de T1

relaxatie gebeurt de T2 relaxatie door het verlies aan energie aan de omgeving. De T2 relaxatie

is echter sneller, wat doet vermoeden dat er een extra mechanisme is die het proces versnelt:

spin-spin interactie, dus de interactie tussen de spins onderling. De tijdsconstante T2 is net

zoals T1 afhankelijk van het soort weefsel. T2 is echter niet afhankelijk van het externe

magnetische veld.

In realiteit zal de transversale magnetisatie sneller verdwijnen dan wat verwacht wordt volgens

de tijdsconstante T2. Het signaal vervalt volgens een kortere effectieve tijdsconstante: T2*. Dit

komt doordat het externe magnetische veld niet perfect homogeen is en er bijgevolg kleine

variaties in het veld zijn en deze kunnen een sneller verval van de transversale magnetisatie

veroorzaken. Deze variaties worden veroorzaakt door imperfecties van de magneet en door

het lichaam van de patiënt (Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

1.3.1.2.2 Opmeten van een MR-signaal en contrast manipulatie

LITERATUURSTUDIE

15

MRI is een beeldvormingstechniek waarbij een uitstekend zacht weefsel contrast kan

bekomen worden. Het doel is dan ook om dit contrast zo groot mogelijk te maken, zodat

weefsels en eventuele kleinere delen goed van elkaar onderscheiden kunnen worden met

grijswaarden die zo ver mogelijk van elkaar verschillen.

De toegekende grijswaarde in het MR-beeld is afhankelijk van de sterkte van de FID die op

zijn beurt voor een groot deel afhangt van de protondensiteit. Wanneer er veel protonen

aanwezig zijn in een weefsel, is er een sterkere magnetisatie mogelijk en zal er een sterker

signaal worden gegenereerd.

Omdat de FID echter te snel vervalt door het T2* effect kan het RF-systeem het signaal niet

opmeten en moet dit herhaald worden, dit wordt de echo genoemd. Deze wordt bekomen aan

de hand van een spin-echo sequentie en is de basis sequentie in MRI. Hieronder wordt de

sequentie in meer detail beschreven (Schild, 1990).

Een spin echo sequentie is een sequentie waarbij achtereenvolgens verschillende 90° en 180°

RF pulsen worden uitgezonden (Figuur 7a). Een 90° puls zorgt ervoor dat de longitudinale

magnetisatie verdwijnt en de transversale magnetisatie wordt opgebouwd. Na de puls is de

precessie van de protonen kortstondig in fase, om snel terug te defaseren. Een 180° heeft als

doel de defaserende protonen terug in fase te brengen, waardoor de transversale

magnetisatie opnieuw wordt opgebouwd. Nu kan de magnetisatie die een echo is van het

eerdere transversale signaal (de spin echo) gemeten worden. De tijd tussen de 90° RF-puls

en de spin echo wordt de echo tijd (TE) genoemd. Een sequentie is meestal opgebouwd uit

een 90° RF-puls gevolgd door meerdere 180° RF pulsen. De tijd die nodig is om een volledige

sequentie te doorlopen, en eventueel de sequentie opnieuw te starten, wordt de repetitietijd

(TR) genoemd (Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

Naast de aanwezige protonen hebben bijgevolg de TE en TR ook een grote invloed op het

contrast.

a) b) c)

Figuur 7: a) Spin echo sequentie. Aangepaste figuur uit (Hendrix, 2003a) b) T1 contrast c) T2 contrast.

Aangepaste figuren uit (Saleh et al., 2007).

LITERATUURSTUDIE

16

Om een T1 gewogen beeld te maken wordt gebruik gemaakt van een korte TR en een korte

TE (Figuur 7b). Het toont het verschil in snelheid waarmee de weefsels hun longitudinale

magnetisatie terug opbouwen. Vetrijke weefsels zijn in staat hun longitudinale magnetisatie

snel terug op te bouwen, en zullen dus een sterker signaal veroorzaken. Op een T1 gewogen

beeld zullen zij weergegeven worden in een lichte kleur. Bij waterige weefsels duurt de

opbouw langer, waardoor zij een donkere kleur zullen hebben. T1 gewogen beelden zijn zeer

geschikt om de anatomie in kaart te brengen (Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

Een T2 gewogen beeld wordt behaald door een lange TR en een lange TE in te stellen (Figuur

7c). Op dit beeld is het contrast tussen verschillende weefsels afhankelijk van de snelheid

waarmee ze hun transversale magnetisatie verliezen. Vetrijke weefsels verliezen hun

transversale magnetisatie snel, en zullen een zwakker signaal genereren. Ze hebben een

donkere kleur op de beelden. Waterrijke weefsels verliezen hun magnetisatie trager, en zullen

een lichte kleur hebben. Abnormale weefsels bezitten dikwijls meer water dan omliggend,

gezond weefsel. T2 gewogen beelden worden dus gebruikt om zieke weefsels in beeld te

brengen en te onderzoeken (Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

1.3.1.2.3 Van signaal tot beeld

Wat wordt opgemeten als signaal van een MRI zijn frequenties. Om echter te weten vanuit

welke plaats het signaal wordt uitgezonden moeten er verschillende gradiënten aangelegd

worden.

Allereerst wordt bepaald welke sectie er in beeld moet gebracht worden. Hiervoor wordt er

tijdens het uitzenden van de RF-puls een extra magnetisch veld aangelegd. Dit magnetische

veld is echter niet homogeen maar zal een gradiënt veroorzaken. Deze gradiënt heet de slice-

selection gradiënt. Hierdoor wordt het extern aangelegde magnetisch veld gemoduleerd,

zodat het totale magnetische veld niet meer homogeen is doorheen de patiënt. Doordat het

niet meer homogeen is en doordat de precessiefrequentie van de protonen afhankelijk is van

dit magnetische veld, zullen de protonen ronddraaien met een verschillende frequentie. Op

deze manier kan er al een eerste onderscheid gemaakt worden tussen verschillende plaatsen

in het lichaam lang de z-as. Wanneer de ingezonden RF-puls een bepaalde bandbreedte heeft

zullen enkel de protonen met die precessiefrequenties geëxciteerd worden. Op deze manier

wordt de slice en de breedte van de slice bepaald, dit wordt geïllustreerd in figuur 8 (Hendrix,

2003a; Schild, 1990).

LITERATUURSTUDIE

17

Figuur 8: Hoe wordt bepaald welke slice er gevisualiseerd wordt. Bovenaan is te zien dat de

ingestuurde RF-puls bepaalde frequenties bevat. In het midden staat een grafiek waarop de totale

magnetische veldsterkte is afgebeeld. De puls gaat protonen met eenzelfde precessiefrequentie als de

RF-puls exciteren, wat overeenkomt met een specifiek gedeelte van het lichaam (McRobbie et al.,

2017).

Nadat de RF-puls is ingezonden wordt de frequency encoding gradiënt aangelegd. Dit werkt

op een gelijkaardige manier als de slice-selection gradiënt, echter wordt deze gradiënt

aangelegd volgens een andere richting. Ter illustratie: in figuur 9 is de frequency encoding

gradiënt aangelegd in de x-richting.

Om nu de exacte plaats te weten te komen in de y-richting wordt een tweede gradiënt

aangezet, namelijk de phase encoding gradiënt. Hierdoor zullen de protonen opnieuw een

verschillende precessiefrequentie aannemen, volgens de richting van het gradiëntveld.

Wanneer deze phase encoding gradiënt terug afgezet wordt, zullen de protonen niet meer in

fase zijn. Het uiteindelijke resultaat is dat de protonen een verschillende precessiefrequentie

vertonen tussen de verschillende kolommen (x-as) en dat de fase binnen een kolom (y-as)

verschillend is. In werkelijkheid kunnen deze gradiënten in gevarieerde richtingen worden

aangelegd (Hendrix, 2003a; Schild, 1990).

Figuur 9: Een voorstelling van het resultaat van de aangelegde gradiënten. De frequency encoding

gradiënt wordt aangelegd in de x-richting, waardoor in elk kolom de protonen een specifieke

precessiefrequentie zullen hebben. De phase encoding gradiënt wordt transiënt aangelegd in de y-

richting, waardoor de protonen niet meer in fase zullen ronddraaien wanneer het signaal wordt

opgenomen (Hendrix, 2003a).

LITERATUURSTUDIE

18

Na het doorlopen van dit proces wordt een signaal ontvangen dat bestaat uit een combinatie

van verschillende frequenties met specifieke amplitudes. Dit signaal wordt opgeslagen in de

k-space, het frequentie domein (Figuur 10). Vervolgens kan met behulp van een 2D Fourier

Transformatie (FT) het frequentie domein omgezet worden naar het spatiaal domein. Doordat

er Fourier Transformaties worden uitgevoerd, komen de pixels in de k-space niet rechtstreeks

overeen met de pixels in het uiteindelijke beeld. In plaats daarvan bevat de data in het centrum

van de matrix informatie over de signal-to-noise ratio en informatie over het contrast. Data aan

de buitenzijden van de k-space bevat informatie over de resolutie van het uiteindelijke beeld

(McRobbie et al., 2017).

Figuur 10: Links: een voorbeeld van k-space. Rechts: de k-space data omgezet naar het werkelijke

beeld via een 2D Fourier Transformatie. Aangepaste afbeelding uit Hendrix, 2003a.

1.3.1.3 Voor- en nadelen van MRI beeldvorming

Zoals bij elke beeldvormingstechniek zijn er verschillende voor- en nadelen aan het gebruik

van MRI verbonden. Nu nog steeds wordt MRI dikwijls vergeleken met CT-scans.

De voornaamste voordelen van MRI ten opzichte van CT zijn:

• een uitstekend contrast tussen zachte weefsels met een hoge resolutie en een waaier

aan contrastmogelijkheden

• geen ioniserend straling

Het uitstekende contrast bij MRI wordt bekomen doordat de pulssequentie en de timing van

de sequentie volledig naar wens kan worden geconfigureerd. Er zijn ontelbaar veel mogelijke

pulssequenties die voor veel verschillende toepassingen kunnen worden gebruikt, zoals het

kwantificeren van het arterieel bloed, susceptibility weighted imaging voor het visualiseren van

aderlijk bloed of functionele MRI. Ook is het via meer geavanceerde technieken mogelijk om

het stromen van water en de snelheid van die stromen te meten en te visualiseren (Kasban et

al., 2015).

Een ander voorbeeld van het uitstekende contrast tussen zachte weefsels is de mogelijkheid

om gedetailleerde structuren in de hersenen te kunnen onderscheiden. Zo is het mogelijk om

met het blote oog op T1 of T2 gewogen afbeeldingen de grijze stofzones van de witte stofzones

te onderscheiden. Daarbij kan het contrast ook omgewisseld worden: waterrijke weefsels

hebben een lichte kleur volgens T2 gewogen beelden, terwijl ze een donkere kleur hebben

LITERATUURSTUDIE

19

volgens T1 gewogen beelden. In andere technieken zoals CT-beeldvorming kan het contrast

aangepast worden door de helderheid aan te passen, maar meer donkere structuren zullen

steeds donkerder blijven (Hendrix, 2003b; McRobbie et al., 2017).

Natuurlijk heeft MRI ook verschillende nadelen. Misschien wel het voornaamste nadeel is dat

de pulssequentie vele keren moet herhaald worden om het gewenste contrast te verkrijgen.

Dit gaat gepaard met een specifieke TE en TR, waardoor de scantijd relatief lang is. Een

gevolg van dit laatste is ook dat het zeer moeilijk is om real-time informatie te verkrijgen. De

beelden worden gedurende een tijd opgenomen, waarna ze dikwijls eerst nog verwerkt

moeten worden, om ze uiteindelijk te kunnen analyseren. Omdat de MR-scanner kokervormig

is kan dit voor patiënten een claustrofobisch gevoel veroorzaken en is het niet aangenaam

om een lange tijd stil te liggen in een krappe ruimte. Het koelen van de magneten, om ze

supergeleidend te houden, genereert ook luide tonen, waardoor gehoorbescherming tijden

het scannen wordt aangeraden. Deze koeling is bovendien niet goedkoop (Kasban et al.,

2015).

1.3.1.4 Diffusie-gewogen magnetische resonantie beeldvorming

Via MRI-beeldvorming is het mogelijk om de verschillende structuren en weefsels in de

hersenen te visualiseren. Het is echter moeilijk om de neuronen en de connecties tussen de

verschillende delen in kaart te brengen. Het visualiseren van de witte stofbanen is op een

indirecte manier toch mogelijk met behulp van diffusie-gewogen magnetische resonantie

beeldvorming.

1.3.1.4.1 Principe van diffusie-gewogen MRI

Het basisprincipe waar diffusie MRI gebruik van maakt is de spontane beweging van deeltjes,

ook wel de Browniaanse beweging genoemd. In een omgeving zonder hindernissen zullen de

moleculen in een vloeistof willekeurig en volledig ad random bewegen, ten gevolge van de

botsingen tussen de verschillende moleculen. In zo een omgeving wordt er gesproken van

isotrope diffusie (Van Hecke et al., 2015).

Wanneer moleculen echter obstakels tegenkomen met een bepaalde oriëntatie, zoals axonen,

zullen de moleculen niet meer in een willekeurige richting bewegen. Er zal een geprefereerde

bewegingsroute ontstaan. Dit wordt anisotrope diffusie genoemd (Van Hecke et al., 2015).

Bij diffusie-gewogen magnetische resonantie beeldvorming (Diffusion-weighted magnetic

resonance imaging, DWI) wordt de netto verplaatsing van watermoleculen in een welbepaalde

richting gemeten gedurende enkele milliseconden. Aan de hand van een diffusie gewogen

spin echo sequentie (Figuur 11). Hiervoor moet eerst een zogenaamd B0 beeld opgenomen

worden waarbij geen diffusie gradiënt wordt aangelegd, dat dient als referentie. Wanneer de

sequentie opnieuw wordt doorlopen, maar nu met een aangelegde diffusiegradiënt (DG) voor

en na de refocusing pulse, zullen de spins extra defaseren. Spins die niet hebben bewogen

tussen beide diffusiegradiënten zullen volledig refaseren aangezien ze exact hetzelfde veld

hebben ondervonden voor en na de refocusing pulse. Het bekomen signaal zal dan ook gelijk

zijn aan de referentie. Daarentegen, spins die wel bewegen in de richting van de diffusie

gradiënt zullen een verschillende gradiëntsterkte ondervinden op beide tijdstippen en zullen

LITERATUURSTUDIE

20

bijgevolg netto defaseren. Het resulterende signaal zal geattenueerd zijn en een lagere

intensiteit hebben dan de referentie. In welke mate het signaal verzwakt is, is een maat voor

de diffusie en kan worden beschreven met de vergelijking:

𝑆(𝑇𝐸) = 𝑆0 𝑒−𝑏𝐷 waarbij 𝑏 = γ2𝐺2𝛿2 (𝛥 −

𝛿

3)

In deze formule staat S0 voor de intensiteit van het signaal zonder de diffusiegradiënten, S

voor het signaal met de gradiënten, γ is de gyromagnetische verhouding, G is de sterkte van

de gradiënten, δ is de duur van de gradiënt, Δ is de tijd tussen de twee diffusie gradiënten en

D is de diffusiecoëfficiënt.

De b-factor in de vergelijking is een belangrijke factor die helpt bij het kwantificeren van de

diffusieweging. Het vat de interactie van de parameters G, δ en Δ samen. Het is een ruwe

maat die zegt in welke mate het signaal in een beeld beïnvloed is door de diffusie van water

in het weefsel. Welke b-waarde wordt gebruikt hangt af van de toepassing. Een hogere b-

waarde betekent dat er meer signaalverzwakking zal optreden, waardoor het verschil in

diffusie van de moleculen duidelijker wordt. Bij een hoge b-waarde zal de totale hoeveelheid

signaal echter minder zijn, waardoor de signaal/ruis verhouding een limiterende factor is (Van

Hecke et al., 2015).

In de vergelijking kan de diffusiecoëfficiënt D vervangen worden door de schijnbare

diffusiecoëfficiënt (Apparent Diffusion Coefficient, ADC). ADC duidt aan dat de diffusie in

weefsels niet enkel veroorzaakt wordt door Brownse diffusie, ook drukverschillen en ionische

interacties kunnen een invloed hierop hebben (Van Hecke et al., 2015).

Figuur 11: De Pulsed Gradient Spin Echo. Na elke puls worden er diffusie sensibiliserende gradiënten

aangezet. Stationaire moleculen zullen volledig refaseren terwijl bewegende moleculen dat niet zullen

doen. Dit veroorzaakt een verzwakking van het MR-signaal dat gemeten kan worden (Elster LLC, 2017).

1.3.1.4.2 Diffusion tensor imaging

Omdat er in de hersenen vele obstakels zijn die de diffusie belemmeren, zoals

macromoleculen, organellen en celmembranen, zal de diffusie van de moleculen niet

hetzelfde zijn in elke richting. De diffusie kan met andere woorden in de ene richting veel groter

zijn dan in de andere, dit is anisotrope diffusie. Het vorige DWI model is dus een te eenvoudige

voorstelling en wordt daarom dikwijls verfijnd met de diffusie tensor zodat de diffusie kan

beschreven worden afhankelijk van de richting. Bovenstaande vergelijking wordt nu:

LITERATUURSTUDIE

21

𝑆𝑘(𝑇𝐸) = 𝑆0 𝑒−𝑏�̿� waarbij �̿� = 𝒈𝑇 [

𝐷𝑥𝑥 𝐷𝑥𝑦 𝐷𝑥𝑧𝐷𝑥𝑦 𝐷𝑦𝑦 𝐷𝑦𝑧𝐷𝑥𝑧 𝐷𝑦𝑧 𝐷𝑧𝑧

] 𝒈

Sk staat voor de gemeten intensiteit na het opleggen van de k-de DG met een bepaalde

richting 𝒈. 𝑫 ̿̿ ̿is de diffusiecoëfficiënt in die bepaalde richting 𝒈. De matrix met de verschillende

D-waarden wordt de diffusie tensor D genoemd. Om de zes onafhankelijke getallen in deze

matrix te kunnen berekenen zijn er minstens zeven beelden nodig: zes diffusie-gewogen

beelden in zes gradiëntrichtingen, die zes waarden voor Sk geven en een baseline beeld voor

S0.

De diffusie tensor D heeft drie orthogonale eigenvectoren en drie positieve eigenwaarden. De

grootste eigenvector geeft aan in welke richting de voornaamste diffusie heeft

plaatsgevonden, dus in welke richting de moleculen het meeste hebben bewogen. Bij

anisotrope, vezelige weefsels definieert deze ook de as van de vezelbanen in het weefsel. De

drie eigenvectoren (ε1, ε2, ε3) kunnen gezien worden als een lokaal coördinatensysteem voor

de vezels. De drie positieve eigenwaarden van de diffusie tensor (λ1, λ2, λ3) zijn een maat voor

de diffusiviteit in de richting van elke eigenvector. De eigenvectoren en de eigenwaarden

bepalen samen een ellipsoïde die de probabiliteit van diffusie voorstelt (O’Donnell & Westin,

2011).

Door de diffusie van de watermoleculen te bekijken in de verschillende richtingen is het

mogelijk om de onderliggende structuur in kaart te brengen. DTI wordt voornamelijk gebruikt

voor het analyseren van hersenweefsel. Zo zal in de witte stof van de hersenen bijvoorbeeld

de richting van de axonen sterk de richting van diffusie beïnvloeden. Watermoleculen

ondervinden namelijk een gehinderde diffusie omdat ze bijna niet doorheen de axonwanden

kunnen diffuseren. De watermoleculen gaan bijgevolg verkiezen om erlangs te bewegen. Op

die manier ontstaan er stroomlijnen, tracts, die de richting van de axonen volgen en kunnen

de witte stofbundels volledig in kaart gebracht worden met behulp van tractografie (Figuur

12d) (Van Hecke et al., 2015).

De diffusie zelf kan echter ook gevisualiseerd worden. Vanuit de diffusie tensor kunnen

verschillende parameters berekend worden die verschillende eigenschappen van de diffusie

uitdrukken. De twee meest gebruikte waarden die berekend kunnen worden uit DTI data zijn

de gemiddelde diffusiviteit of Mean Diffusivity (MD) en de fractionele anisotropie of Fractional

Anisotropy (FA). De eenvoudigste waarde die kan worden afgeleid is de MD, dit is het

gemiddelde van de eigenwaarden van de tensor D ((λ1 + λ2 + λ3)/3) en is een maat voor de

gemiddelde hoeveelheid diffusie in een voxel. (O’Donnell & Westin, 2011). De FA is een maat

voor de anisotropie. De formule om de FA te berekenen is de volgende:

FA= √(λ1−λ2)

2+(λ2−λ3)2+(λ1−λ3)

2

2(λ12+λ2

2+λ32)

Het geeft ook weer hoe afwijkend de tensor ellipsoïde is van een perfecte sfeer. De waarde

van FA kan tussen nul en één liggen. Indien de diffusie volledig isotroop is (λ1 = λ2 = λ3), is de

FA gelijk aan nul en is de ellipsoïde een sfeer. Wanneer de diffusie meer anisotroop is, wordt

LITERATUURSTUDIE

22

da FA groter en wordt de ellipsoïde uitgestrekt (O’Donell & Westin, 2011). Een FA map wordt

vaak ook voorgesteld met kleuren die de richting van diffusie aangeven: blauw voor superior

en inferior, rood voor links en rechts en groen voor posterior en anterior (Figuur 12) (Van

Hecke et al., 2015)

a) ddd b) c)

Figuur 12: a) De ellips die een voorstelling is van de diffusie, met (ε1, ε2, ε3) de coördinaten van de

ellips en (λ1, λ2, λ3) de lengte in de richting van de assen. Afbeelding Courtesy of Allen D. Elster,

MRIquestions.com b) De visualisatie van de hersenen volgens de FA, lichtgekleurde regio’s zijn meer

anisotroop dan donkergekleurde regio’s. Aangepaste afbeelding uit Ghosh & Deriche, 2013. c)

Hetzelfde FA beeld als in b) maar ingekleurd volgens de richting van de grootste eigenvector.

Aangepaste afbeelding uit Ghosh & Deriche, 2013.

1.3.1.4.3 Tractografie

Zoals eerder besproken is het met behulp van diffusie-gewogen magnetische resonantie

mogelijk om op microscopische schaal de oriëntatie van axonen te bepalen. Tractografie is

een post-processing techniek waarbij diffusie-gewogen MRI data gebruikt wordt om de witte

stofbundels in kaart te brengen (Figuur 13). Er zijn twee verschillende methodes die gebruikt

worden: deterministische tractografie en probabilistiche tractografie (Van Hecke et al., 2015).

Figuur 13: Een voorbeeld van de zenuwvezels in de hersenen van de mens. Verkregen met behulp

van tractografie (Eichelbaum et al. 2013).

Deterministische tractografie maakt gebruik van DTI. De tract worden berekend vanuit een

door de gebruiker aangeduid startpunt, ook wel seed point genoemd. De richting van de

LITERATUURSTUDIE

23

diffusie wordt bepaald door de grootste eigenvector op die plaats. Dit wordt meermaals

herhaald. De tract wordt stap voor stap opgebouwd waarbij de stapgrootte meestal één

millimeter of minder is. Het resultaat is een tract die twee verschillende hersenregio’s met

elkaar verbindt. Door meerdere seed points te nemen kan er uiteindelijk een netwerk van

axonen gereconstrueerd worden (Figuur 14a) (Lazar, 2010).

Er worden twee limieten opgelegd om de tractgeneratie af te breken en niet verder te laten

doorgaan. De eerste grens waarbij de tract wordt stopgezet is wanneer in het overgaan naar

een volgende voxel, de anisotropie lager is dan een bepaalde waarde. Dit betekent dat de FA

boven een bepaalde waarde moet blijven om het construeren van de tracts voort te zetten.

Op deze manier blijft de grootste eigenvector goed gedefinieerd en is er een voornaamste

diffusierichting. De meest gebruikte grenswaarde is de FA waarbij witte stof te differentiëren

is van grijze stof. Specifiek betekent dit dat de FA hoger moet blijven dan 0,15 om de tract

voort te zetten. Door deze grens toe te passen zullen de berekende tracts niet kunnen

overgaan naar de grijze stof, en zullen ze ook niet doorgetrokken worden in regio’s waar de

oriëntatie van de vezels niet goed te bepalen is.

De tweede grens die kan worden opgelegd is een maximale hoek dat door de tracts mag

worden gemaakt bij een volgende stap. Dit voorkomt dat tracts onmogelijke bochten gaan

maken en dat ze gaan terugkeren vanwaar ze komen. Welke hoek er wordt opgelegd hangt

af van de anatomie, de stapgrootte en de dimensies van de voxel (Jones, 2008).

Bij elke volgende stap bij het opbouwen van het netwerk is er altijd een bepaalde onzekerheid

of die stap effectief de juiste is. Deze onzekerheden worden stap voor stap gecumuleerd,

waardoor het uiteindelijke resultaat mogelijks helemaal geen goed beeld is van de

werkelijkheid. In deterministische tractografie is er geen kennis over deze onzekerheid en

wordt het bekomen resultaat aanzien als een correcte weergave van de werkelijkheid (Van

Hecke et al., 2015).

Nog een nadeel van deterministische tractografie is dat deze methode ervan uitgaat dat er in

elke voxel slechts één oriëntatie van diffusie is, dus dat de witte stofbundel in één specifieke

richting loopt. Deze assumptie is echter verkeerd indien er verschillende bundels zijn die

elkaar kruisen. In dit geval is er geen unieke oriëntatie. Dit is ook niet geldig wanneer axonen

buigen, een bocht maken of divergeren. Deze limitaties van deterministische tractografie

hebben ervoor gezorgd dat er nieuwe technieken zijn ontstaan, die proberen om rekening te

houden met deze kruisende witte stofbundels. Deze technieken zijn gebaseerd op

probabilistische tractografie (Jones, 2008; Van Heke et al., 2015).

Bij probabilistische tractografie zal de distributie van elke oriëntatie in een voxel geschat

worden. De breedte van de distributie is evenredig met de onzekerheid. Wanneer de distributie

berekend is worden er duizenden mogelijke tracts berekend voor elke seed point. Elk van

deze tracts wordt bepaald volgens een schatting van de oriëntatie in alle voxels, volgens de

distributie van de oriëntaties. Met behulp van het gemiddelde aantal bezoeken van elke tract

in elke voxel kan een kaart worden opgesteld waarbij de waarschijnlijkheid van elke tract is

weergegeven. Aan de hand van die kaart kan de meest waarschijnlijke tract afgeleid worden,

en is het mogelijk om kruisende tracts op te merken (Figuur 14b). Een voorbeeld van een

probabilistische methode in tractografie is Constrained Spherical Deconvolution (CSD) (Van

Hecke et al., 2015).

LITERATUURSTUDIE

24

Aangezien probabilistische methodes minder afhankelijk zijn van de grootste eigenvector

wordt er geen FA grenswaarde gebruikt om het construeren van de tracts stop te zetten.

Hierdoor zullen er wel tracts berekend worden die starten uit regio’s met een lage anisotropie,

of die erdoorheen lopen, zoals de grijze stof. Het enige criterium dat gebruikt wordt is bijgevolg

de hoek die tracts maken wanneer de volgende stap berekend wordt (Jones, 2008).

a) b)

Figuur 14: a) De axonen van de piramidebaan in de ruggengraat gevisualiseerd met tractografie door

middel van een DTI gebaseerde methode. b) Visualisatie van de axonen via tractografie van de

piramidebaan met behulp van CSD (Arrigo & Mormina, 20116).

1.3.1.5 Network analysis

Network Analysis heeft als doel om de verbinding tussen de verschillende onderdelen in een

netwerk te analyseren. De verschillende componenten worden gerepresenteerd als

netwerkknooppunten of nodes, terwijl de interactie tussen twee nodes gerepresenteerd wordt

door een boord of edge. In het bestuderen van de connecties in de hersenen wordt een

connectoom gebruikt. Een connectoom is een matrix die alle mogelijke paarsgewijze

anatomische connecties tussen verschillende delen van de hersenen representeert (Fornito

et al., 2016).

Er kunnen verschillende eigenschappen van het netwerk uit het connectoom worden afgeleid

en onderzocht om de topologie in kaart te brengen. Het is mogelijk om het aantal verbindingen

tussen de verschillende nodes te bekijken of de lengte van de verbindingen, deze

eigenschappen geven een indicatie over de connectie probabiliteit. De FA in het netwerk kan

ook geanalyseerd worden, wat een maatstaf is voor de integriteit van de connecties. Ook is

het mogelijk om te onderzoeken hoe sterk een node geconnecteerd is door het totale aantal

connecties die de node heeft te bekijken. Dit wordt ook wel de node degree genoemd en is

een van de meest fundamentele eigenschappen die in network analysis gebruikt wordt.

1.3.2 Raman spectroscopie

Spectroscopie bestudeert de interactie tussen elektromagnetische straling en materie.

Spectroscopische methoden zijn gebaseerd op emissie, absorptie, fluorescentie en

LITERATUURSTUDIE

25

verstrooiing. Verschillende spectroscopische methoden worden gebruikt voor de

karakterisatie van materie.

Raman spectroscopie is genoemd naar C.V. Raman, die samen met K.S. Krishan het

fenomeen heeft ontdekt. Het maakt gebruik van Raman verstrooiing, ook wel Raman

scattering genoemd. Dit is de inelastische verstrooiing van monochromatisch licht, meestal

uitgezonden door een laser. Het licht interageert met de moleculen en heeft invloed op de

moleculaire vibratie. Er zal energie worden uitgewisseld tussen het laserlicht en de moleculen.

De verandering in energieniveau kan gemeten worden en geeft informatie over het systeem.

Het is een techniek die gebruikt wordt om de vibraties en rotaties in een systeem te meten,

hieruit kan de chemische structuur, de fysische vorm en de lokale omgeving worden afgeleid.

1.3.2.1 Basisprincipes van Raman scattering

Wanneer licht in contact komt met materie kunnen de fotonen, waaruit het licht bestaat, er

helemaal niet mee interageren en doorheen de materie gaan. Indien er wel interactie

plaatsvindt kunnen de fotonen geabsorbeerd of verstrooid worden. Indien de energie van het

invallende foton gelijkaardig is aan de energiehoeveelheid die nodig is om een molecule van

de grondtoestand naar de geëxciteerde toestand te brengen, kan het foton geabsorbeerd

worden door de molecule zodat de molecule ook effectief geëxciteerd wordt, dit is het geval

bij infraroodspectroscopie. Het is echter ook mogelijk dat de molecule met het foton gaat

interageren zodanig dat het foton wordt verstrooid. In dit geval is het niet noodzakelijk dat het

foton een gelijkaardige hoeveelheid energie heeft als het verschil in energieniveau van de

molecule. De molecule zal geëxciteerd worden tot een virtueel energieniveau. De verstrooide

fotonen kunnen geobserveerd worden door het licht op te vangen in een hoek met de

invallende lichtstraal (Hammes, 2005; Larkin, 2017).

In spectroscopie wordt er dikwijls gesproken over de golflengte λ (𝑐

𝜈). Aangezien de interactie

tussen licht en materie wordt bestudeerd is het nuttig deze termen uit te drukken in functie

van hun energie. In dat geval wordt er eerder gesproken over de frequentie ν (𝛥𝐸

ℎ) en over het

golfgetal ω (𝜈

𝑐 of

1

𝜆).

Bij Raman spectroscopie wordt er laserlicht ingestuurd op het staal. Dit laserlicht is in ideale

omstandigheden één enkele frequentie dat wordt ingestuurd om de moleculen te exciteren.

Wanneer een molecule wordt geëxciteerd tot een virtueel energieniveau is dit van korte duur,

waarna het foton opnieuw wordt uitgezonden. Dit uitzenden kan in een andere richting zijn

dan de invallende lichtstraal, waardoor het licht verstrooid wordt. Door het foton uit te zenden

zal de molecule de opgenomen energie verliezen en terugvallen naar de grondtoestand

(Larkin, 2017).

Er zijn verschillende manieren