The authors acknowledge the following funding sources, the Natural Sciences and Engineering Research Council of Canada (NSERC), the Dorothy Pitts Research Fund (NG), and the Nicky and Thor Eaton Research Fund. The authors acknowledge Kevin DeSimone, and Aman Goyal and for their knowledge in MRI acquisition and analysis expertise.

1. مشارك وتشريح الجثث الدماغ تعيين الهاتفي ملاحظة: تم الحصول على جميع الصور باستخدام 3 T MRI الماسح الضوئي مع رئيس 32 قناة لفائف وجميع مسح MRI أجريت في RT، ما يقرب من 20 درجة مئوية. وكان جميع المشاركين الحق وسلم وأعطى موافقة خطية مستنيرة. كان كل مشارك في صحة جيدة وليس لهم تاريخ من الاضطرابات العصبية. وتمت الموافقة على بروتوكول تجريبي ويتبع المبادئ التوجيهية المشاركين جامعة يورك الإنسان جنة المراجعة. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> اطلب من كل مشارك ملء وتوقيع استمارة موافقة المريض أن تفاصيل إرشادات السلامة التصوير بالرنين المغناطيسي والتصوير بروتوكول العصبية. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> لكل مشارك، وضع سدادات في كل أذن وتأمين رؤوسهم مع منصات لتقليل حركة الرأس. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> لبعد الوفاة تصوير الدماغ، تأكد من إصلاح الدماغ قبل تصوير الأعصاب ويرد داخل حقيبة أو الحاوية التي تناسبها داخل MRI رئيس لفائف. وضع الدماغ بعد الوفاة في الرأس لفائف مع ض محورها (متفوقة على أنفerior) تتماشى مع تحمل من الماسح الضوئي. جذع الدماغ (الخلفي) يجب ان يواجه نحو سفح السرير الماسح الضوئي. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ضع يديك وسادة فراغ حول الدماغ بعد الوفاة حصول على دعم إضافي. </li></ol> 2. إضفاء الطابع المحلي وتنص على تحت القشرة ملاحظة: المهاد هو بنية الفصوص مزدوج يقع بالقرب من وسط الدماغ الواقعة بين الدماغ المتوسط ​​والقشرة المخية. تقع داخل المهاد الظهري للLGN البشري، هو هيكل تحت القشرية الصغيرة التي تمتد كحد أقصى ~ 10 ملم. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تسجيل مشترك جديد، فتح برامج التصوير بالرنين المغناطيسي وانقر فوق علامة التبويب المريض في أعلى الزاوية اليسرى. ثم انقر على التسجيل. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ملء معلومات المريض المناسبة، ومن ثم انقر فوق علامة التبويب الامتحان. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> للحصول على فحص كالايزر، انقر فوق علامة التبويب امتحان Explorer لإنشاء بروتوكول جديد. مراقبة نافذة انشاء على الشاشة، انقر فوق علامة التبويب الروتينية، وإدخال المعلمات التالية: اكتسابالوقت 28 ثانية، واقتناء مصفوفة 160 × 160، 1 شريحة، 1.6 مم الخواص حجم فوكسل، FOV = 260 مم، المرحلة فوف = 100٪، القرار شريحة = 69٪، وشريحة المرحلة مرحلة جزئية فورييه = 6/8، TR = 3.15 مللي، TE = 1.37 ميللي ثانية، فليب زاوية = 8 درجة. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تراكب مربع التحديد شريحة تستخدم للحصول على الصور PD على كالايزر تغطي نواة تحت القشرية داخل المهاد، فضلا عن الهياكل المحيطة بها (الشكل 4). </li></ol> 3. عالية الدقة معلمات الهيكلي <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> إنشاء بروتوكول جديد للحصول على عالية الدقة المرجحة PD بالاشعة. في إطار الإعداد على الشاشة، انقر فوق علامة التبويب الروتينية، وإدخال المعلمات التالية في اتجاه الاكليلية: اكتساب الوقت 179 ثانية، واقتناء مصفوفة 512 × 512، 0.3 × 0.3 × 1 مم 3 حجم فوكسل، TR = 3.25 ثانية ، TE = 32 ميللي ثانية، وزاوية الوجه = 120 درجة، واقتناء شريحة معشق، وقراءة فوف = 160 ملم، فوف المرحلة = 100٪، والتصوير الموازي (GRAPPA) مععامل التسارع من 2. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> استخدام تسلسل صدى توربو سبين، مع طول صدى قطار 5. صدى الأولى في 32 ميللي ثانية هو صدى فعال لهذا التسلسل. الحد من عرض النطاق الترددي (BW) إلى الحد الأدنى الممكن، 40 هرتز / بكسل، لتعظيم SNR. للحد من مدة المسح، واختيار 18 شرائح، كل 1 مم، مع FOV = 160 ملم. يوفر هذا بلاطة تغطية كافية من المناطق تحت القشرية من الفائدة. ملاحظة: لتحديد موثوق للهياكل تحت القشرية، والحصول على 5 أشواط مع المعلمات أعلاه. مجموع مدة المسح هو فقط ~ 15 دقيقة (الشكل 5). لم تستخدم الدهون التشبع. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> في مرحلة ما بعد الوفاة تصوير الدماغ، وتحديد موثوق للهياكل تحت القشرية ويمكن ملاحظة في فحص واحد فقط مع المدة الإجمالية فقط ~ 3 دقائق بعد نفس البروتوكول المسح كما في 3.1 (الشكل 6). </li></ol> تحليل 4. صورة ملاحظة: لتحليل البيانات MRI، استخدم في FMRIB متاح مجانامكتبة البرامج (FSL) حزمة المتاحة للتحميل في <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">(https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> فتح نافذة الصالة، وتحويل ملفات DICOM الخام من الماسح الضوئي لكل وحدة تخزين PD إلى تنسيق NIfTI مع DICOM لتحويل NIfTI. وهناك عدد من التي هي متاحة بحرية للتحميل (على سبيل المثال، <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> في سطر الأوامر، اكتب dcm2nii تليها الدليل كل PD صورة المرجح المدى. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> في إطار المحطة الطرفية الحصول على المعلمات الفحص PD الأصلي. اكتب fslinfo في سطر الأوامر تليها الفحص PD في شكل NIfTI. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> خلق صورة فارغة حجم الهدف ذات الدقة العالية التي لديها ضعف القرار ونصف حجم فوكسل التي قدمتها المعلمات من fslinfo من الفحص PD الأصلي. ترتيب المدخلات البيانات لهذا الأمر على النحو التالي: fslcreatehd &lt;xsize&gt; &lt;ysize&gt; &lt;ضحجم&gt; &lt;tsize&gt; &lt;xvoxsize&gt; &lt;yvoxsize&gt; &lt;zvoxsize&gt; &lt;tr&gt; &lt;xorigin&gt; &lt;yorigin&gt; &lt;zorigin&gt; &lt;نوع البيانات&gt; &lt;headername&gt; ملاحظة: على سبيل المثال، إذا كان المسح PD الأصلي مع المعلمات التالية كما هو موضح في 3.1 يتم جمع (أي 512 × 512 مصفوفة، 18 شريحة، 0.3 × 0.3 × 1 مم 3 حجم فوكسل، TR = 3.25 ق)، اكتب ما يلي في إطار الأوامر: fslcreatehd 1024 1024 36 1 0.15 0.15 0.5 3.25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تعريف التحول باستخدام مصفوفة الهوية. اكتب في أي برنامج محرر النصوص ملف نصي حفظ باسم &#39;identity.mat&#39; التي تبدو مثل هذا: 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> استخدم الأمر اللعوب لتطبيق التحول، upsampling كل تشغيل المرجح PD الأصلي لمضاعفة قرار الكلي من 512 إلى 1024 المصفوفة، وخفض حجم فوكسل في كل البعد مما أدى إلى قرار من 0.15 × 0.15× 0.5 مم 3. في إطار المحطة الطرفية لكل وحدة تخزين PD، اكتب الأمر التالي اللعوب تغيير الأسماء الأصلية والانتاج في المدى: مغازلة -interp سينك -في originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat -out highresPD.nii.gz ملاحظة: أين originalPD.nii.gz هو حجم المصدر، هو blankhr.nii.gz القرار الناتج المرغوب فيه، وhighresPD.nii.gz هو اسم حجم الانتاج. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> نقل كافة الصور عالية الدقة إلى مجلد جديد، وانتقل إليها في إطار المحطة الطرفية. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> لكل مشارك، سلسلة جميع الصور PD upsampled في ملف 4D واحد باستخدام fslmerge. في نوع إطار المحطة الطرفية: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz ملاحظة: هذا بإنشاء ملف يسمى 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> حركة تصحيح ملف متسلسلة باستخدام mcflirt 10. هذه الأداة تسمح للتسجيل القوي الآلي لالخطي (أفيني) صور الدماغ المشترك والمتعدد الوسائط. حددتصحيح 4-المرحلة، التي تستخدم الاستيفاء سينك (داخليا)، وتمريرة الأمثل المزيد لمزيد من الدقة. في نوع إطار المحطة الطرفية: mcflirt -في concat_highresPD -out mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots ملاحظة: هذا بإنشاء ملف يسمى 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> وأخيرا، إنشاء 3D يعني الصورة باستخدام fslmaths. في نوع إطار المحطة الطرفية: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz ملاحظة: هذا بإنشاء ملف يسمى 3D mean_highresPD.nii.gz هذا هو ذات جودة عالية </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تصور النتيجة النهائية 3D صورة عالية الدقة باستخدام الأمر fslview. في الدليل من حيث صورتك، اكتب ما يلي في نافذة الصالة: fslview mean_highresPD.nii.gz &quot;. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> تفقد التشكيلات شدة رويس في السؤال. إنشاء ROI باستخدام fslview (هذا يمكن أن يكون خط عمودي استخلاصها عبر منطقة LGN على سبيل المثال). في fslview تحميل صورة PD عالية الدقة. انقر فوق علامة التبويب أدوات،ثم انقر فوق علامة التبويب صورة واحدة لتكبير الصورة لرسم رويس. ثم انقر فوق علامة التبويب ملف تليها علامة التبويب إنشاء قناع. رسم خط في العائد على الاستثمار من الفائدة. حفظ ROI بالنقر فوق ملف، ثم حفظ باسم. تكرار أقنعة خط لمناطق متعددة داخل ROI للمقارنات كثافة ورويس الأخرى المعنية. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> استخدام الأمر 3dmaskdump AFNI على تحليل كثافة الناتجة من الصورة. في الدليل من حيث الصور هي، استخدم الأمر التالي في إطار المحطة الطرفية لاستخراج شدة صورة والمكان (على النحو result_mask.txt) من قناع ROI الخاص بك: 3dmaskdump -o result_mask.txt -noijk -xyz -mask ROI_linemask.nii.gz PDaverage_image.nii.gz </li></ol>

<ol>
	<li>Devlin, J. T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reliable+identification+of+the+auditory+thalamus+using+multi-modal+structural+analyses.">Reliable identification of the auditory thalamus using multi-modal structural analyses.</a> NeuroImage. 30 (4), 1112-1120 (2006).</li><li>Fellner, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=True+proton+density+and+T2-weighted+turbo+spin-echo+sequences+for+routine+MRI+of+the+brain.">True proton density and T2-weighted turbo spin-echo sequences for routine MRI of the brain.</a> Neuroradiology. 36 (8), 591-597 (1994).</li><li>Schumann, C. M., Buonocore, M. H., Amaral, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+resonance+imaging+of+the+post-mortem+autistic+brain.">Magnetic resonance imaging of the post-mortem autistic brain.</a> J Autism Dev Disord. 31 (6), 561-568 (2001).</li><li>Tovi, M., Ericsson, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Measurements+of+T1+and+T2+over+time+in+formalin-fixed+human+whole-brain+specimens.">Measurements of T1 and T2 over time in formalin-fixed human whole-brain specimens.</a> Acta Radiol. 33 (5), 400-404 (1992).</li><li>Fujita, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Lateral+geniculate+nucleus:+anatomic+and+functional+identification+by+use+of+MR+imaging.">Lateral geniculate nucleus: anatomic and functional identification by use of MR imaging.</a> Am J Neuroradiol. 22 (9), 1719-1726 (2001).</li><li>Bridge, H., Thomas, O., Jbabdi, S., Cowey, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Changes+in+connectivity+after+visual+cortical+brain+damage+underlie+altered+visual+function.">Changes in connectivity after visual cortical brain damage underlie altered visual function.</a> Brain. 131 (6), 1433-1444 (2008).</li><li>Gupta, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Atrophy+of+the+lateral+geniculate+nucleus+in+human+glaucoma+detected+by+magnetic+resonance+imaging.">Atrophy of the lateral geniculate nucleus in human glaucoma detected by magnetic resonance imaging.</a> Br J Opthalmol. 93 (1), 56-60 (2009).</li><li>Dai, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Assessment+of+lateral+geniculate+nucleus+atrophy+with+3T+MR+imaging+and+correlation+with+clinical+stage+of+glaucoma.">Assessment of lateral geniculate nucleus atrophy with 3T MR imaging and correlation with clinical stage of glaucoma.</a> Am J Neuroradiol. 32 (7), 1347-1353 (2011).</li><li>McKetton, L., Kelly, K. R., Schneider, K. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Abnormal+lateral+geniculate+nucleus+and+optic+chiasm+in+human+albinism.">Abnormal lateral geniculate nucleus and optic chiasm in human albinism.</a> J Comp Neurol. 522 (11), 2680-2687 (2014).</li><li>Jenkinson, M., Bannister, P., Brady, M., Smith, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Improved+optimization+for+the+robust+and+accurate+linear+registration+and+motion+correction+of+brain+images.">Improved optimization for the robust and accurate linear registration and motion correction of brain images.</a> NeuroImage. 17 (2), 825-841 (2002).</li><li>Dietrich, O., Raya, J. G., Reeder, S. B., Reiser, M. F., Schoenberg, S. O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Measurement+of+signal-to-noise+ratios+in+MR+images:+influence+of+multichannel+coils,+parallel+imaging,+and+reconstruction+filters.">Measurement of signal-to-noise ratios in MR images: influence of multichannel coils, parallel imaging, and reconstruction filters.</a> J Magn Reson Imaging. 26 (2), 375-385 (2007).</li><li>Andrews, T. J., Halpern, S. D., Purves, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Correlated+size+variations+in+human+visual+cortex,+lateral+geniculate+nucleus,+and+optic+tract.">Correlated size variations in human visual cortex, lateral geniculate nucleus, and optic tract.</a> J Neurosci. 17 (8), 2859-2868 (1997).</li><li>Pfefferbaum, A., Sullivan, E. V., Adalsteinsson, E., Garrick, T., Harper, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Postmortem+MR+imaging+of+formalin-fixed+human+brain.">Postmortem MR imaging of formalin-fixed human brain.</a> NeuroImage. 21 (4), 1585-1595 (2004).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

توضح هذه الدراسة بروتوكول الأمثل في اقتناء وتقنية التحليل من أجل الحصول على دقة عالية-PD الصور المرجح لمناطق تحت القشرية. تم اختبار عدد من المعلمات المسح الضوئي وتعديلها مع تلك الأكثر أهمية المتعلقة حجم المصفوفة، وحجم فوكسل، وعرض النطاق الترددي لزيادة SNR وخفض عدد من ?...

وكان الغرض من هذا البحث لاختبار حدود قرار من التصوير بالرنين المغناطيسي الهيكلي في غياب الضوضاء الفسيولوجية. تم الحصول على كثافة البروتون (PD) صور المرجحة في الدماغ بعد الوفاة خلال مدة طويلة (اثنان ~ 24 جلسات ساعة) لتحديد الحد الأدنى لعدد الصور التي تحتاج إلى أن تكون مسجلة وبلغ متوسط ​​لحل هياكل تحت القشرية. وعلى سبيل المقارنة، تم الحصول عليها PD صور المرجح أيضا في البشر الذين يعيشون على مدى عدد من الدورات. على وجه الخصوص، كان الهدف هو التأكد مما إذا كان من الممكن في أفضل سيناريو للحل جميع طبقات الفردية ستة من LGN البشري، والتي هي حوالي 1 مم (الشكل 1). <img alt="الشكل 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> الشكل 1. طبقات الجانبي الإنسان الركبي نواة. تخطيطي للهيكل الصفحي من LGN. كبير الخلايا وتتكون (M) طبقات من الخلايا العصبية بشكل اكبرحجم الخلية وكثافة الخلايا الصغيرة التي هي المسؤولة عن حل الحركة وبطبيعة الحال الخطوط العريضة (طبقات 1-2، يصور الرمادي الداكن عليه السلام). وتتكون طبقات صغير الخلايا (P) من أصغر حجم الخلية العصبية وكثافة الخلايا الكبيرة التي هي المسؤولة عن حل غرامة شكل ولون (طبقات 4-6، كما هو مبين رمادي فاتح). شريط النطاق 1 مم. الرقم على أساس الملون LGN البشري 12. تم تحسين القرار المكانية في التصوير بالرنين المغناطيسي عندما يتم زيادة حجم المصفوفة، وعندما انخفضت المجال للرأي (فوف) وسمك شريحة. ومع ذلك، قرار زيادة يقلل من نسبة الإشارة إلى الضوضاء (SNR)، الذي يتناسب مع حجم فوكسل. SNR هو أيضا متناسبة مع الجذر التربيعي لعدد من القياسات. في البشر الذين يعيشون، على الرغم من صور متعددة يمكن الحصول على عدد من جلسات التصوير منفصلة، ​​والقرار النهائي محدودة بسبب الضوضاء الفسيولوجية، مثل التنفس، نبضات الدورة الدموية وحركة الرأس. عالي، القرار (0.35 ملم في الطائرة voxels) PD تم الحصول عليها بالاشعة مرجح. مسح PD تعزيز النقيض من الرمادي والأبيض في المهاد 1، ويؤدي في الصور التي تقلل T 1 و T 2 الآثار. صورتها تعتمد على كثافة البروتونات في شكل الماء والجزيئات مثل البروتينات والدهون في حجم التصوير. الأعداد المتزايدة من البروتونات في النتائج الأنسجة في إشارة إشراقا على الصورة بسبب العنصر الطولي أعلى من مغنطة 2. تم جمع المسح المرجحة PD نظرا لأنها توفر على النقيض أعلى من الهياكل تحت القشرية مع الأنسجة المحيطة. تناقضات أخرى، مثل T1- والصور المرجحة T2 تؤدي إلى صعوبة في تحديد الهياكل تحت القشرية مثل LGN بسبب نسب أصغر النقيض إلى الضوضاء، كما هو محدد ƒ 1،3. وبالمثل، وجدت دراسات سابقة أن الصور المرجحة PD من الفورمالين ثابتة أدمغة بعد الوفاة resulteد في الخلافات تباين أعلى بين المادة الرمادية والمادة البيضاء بالمقارنة مع T1- والصور المرجحة T2 الذي كان مماثلة شدة صورة المادة الرمادية والمادة البيضاء 3،4. يمكن المحددات الفيزيائية الحيوية الكامنة شرح هذه الاختلافات. T1 (الطولي) وT2 (عرضية) مرات استرخاء البروتونات الهيدروجين تعتمد على كيفية تحرك المياه داخل الأنسجة. مثبتات مثل العمل الفورمالين من البروتينات عبر ربط. يتم تخفيض الفروق بين التنقل المياه بين أنواع الأنسجة المختلفة عند استخدام مثبتات. وقد لوحظ انخفاض T1 الأنسجة التباين بعد التثبيت، في حين أن الاختلاف في الكثافة النسبية من البروتونات داخل أنسجة الدماغ زيادة مع تثبيت، وتوفير أفضل التمايز النقيض 3، 4. وقد حددت الدراسات السابقة LGN في المسح المرجحة PD باستخدام 1.5 T 5،6،7، وفي 3 T الماسح الضوئي 8،9. فمن الأهمية بمكان للحصول على هذه بالاشعة لتكون قادرة على الخطوط العريضة على وجه التحديد مدىوLGN. للحفاظ على التغطية الكاملة لنواة تحت القشرية، تم الحصول على 18 شرائح المرجحة PD داخل المهاد. أعيد عينات-كل وحدة تخزين لمرتين مصفوفة القرار 1024، و(0.15 ملم في الطائرة الحجم فوكسل)، متسلسلة، حركة تصحيح ومتوسط ​​لإنتاج صورة عالية الدقة 3D هياكل تحت القشرية. كان العدد الأمثل من الصور PD اللازمة لصفة شريحة التالية 5، وتقليل الوقت المسح إلى أقل من 15 دقيقة في البشر الحية. كان المطلوب فقط 1 صورة PD لترسيم بوضوح المناطق تحت القشرية في الدماغ بعد الوفاة، وتقليل الوقت المسح إلى أقل من 3 دقائق (الشكل 2 و 3). تم مسحها ضوئيا A-الثابتة الفورمالين كاملة بعد الوفاة عينة الدماغ من امرأة توفيت بسكتة قلبية رئوية في سن 82 عاما. مراجعة السجلات الطبية كشفت أن لديها: مرض الانسداد الرئوي المزمن، والجراحة الصدرية، تجاوز الثلاثي 8 سنوات قبل وفاته، وسرطان الرحم تعامل مع استئصال الرحم7 سنوات قبل وفاته، والدهون، والزرق، وجراحة الساد. تم العينة الدماغ بعد الوفاة الغمر ثابتة في 10٪ من الفورمالين محايدة مخزنة لمدة 3 أسابيع على الأقل في 4 درجات ج. تشريح الدماغ ومسحها ضوئيا مع بروتوكول التصوير نفسه وكذلك مع غيرها من المعالم على مدار عدة ساعات لإجراء مقارنات جودة الصورة . ويمكن وصفها إلا المعلمات الأمثل للبروتوكول.

<table>
	<tbody>
		<tr>
			<td>Magnetom Trio 3T&#160; MRI</td>
			<td>Siemens (Erlangen, Germany).</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Vacuum cushion hand</td>
			<td>Siemens</td>
			<td>Mat No: 4765454</td>
			<td>Manufactured by: Johannes-Stark-Stk. 8 D-92224 Amberg</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

high-resolution structural magnetic resonance imaging of the human subcortex in vivo and postmortem

وكان محور هذه الدراسة إلى اختبار حدود قرار من التصوير بالرنين المغناطيسي الهيكلي للدماغ بعد الوفاة مقارنة مع الذين يعيشون العقول البشرية. حل MRI الهيكلي في الجسم الحي يقتصر في نهاية المطاف من الضوضاء الفسيولوجية، بما في ذلك نبض، والتنفس وحركة الرأس. على الرغم من أن أجهزة التصوير في تحسن مستمر، فإنه لا يزال من الصعب حل الهياكل على مقياس ملليمتر. على سبيل المثال، الأساسي البصرية المسارات الحسية المشبك في النواة الركبية الجانبية (LGN)، التتابع البصري والسيطرة نواة في المهاد التي عادة يتم تنظيمها في ستة طبقات أحادي معشق. لم تكن دراسات التصوير العصبي قادرا على التمييز بشكل موثوق هذه الطبقات وذلك بسبب صغر حجمها التي هي أقل من 1 مم. تم اختبار الحد لحل التصوير بالرنين المغناطيسي الهيكلي، في الدماغ بعد الوفاة باستخدام صور متعددة بلغ متوسط ​​على مدة طويلة (~ 24 ساعة). وكان الغرض من اختبار ما إذا كان من الممكن حل ل الفرديايرز من LGN في غياب الضوضاء الفسيولوجية. تم استخدام كثافة البروتون (PD) 1 تسلسل النبض الموزون مع اختلاف القرار وغيرها من المعالم لتحديد الحد الأدنى لعدد الصور اللازمة أن تكون مسجلة وبلغ متوسط ​​للتمييز موثوق LGN والمناطق تحت القشرية الأخرى. النتائج أيضا تم مقارنة الصور المكتسبة في العيش العقول البشرية. تم مسحها ضوئيا في الجسم الحي موضوعات من أجل تحديد آثار إضافية من الضوضاء الفسيولوجية على الحد الأدنى لعدد بمسح PD اللازمة لتمييز هياكل تحت القشرية، مفيدة في التطبيقات السريرية.

مرة واحدة يشرع في تحت القشرة داخل المهاد، يتم جمع PD الصور المرجحة داخل مربع التحديد شريحة (الشكل 4). وSNR تحسينها من خلال زيادة عدد المتوسطات في كل من تشريح الجثة واجراء الفحوصات المجراة. لتحديد جودة الصورة، ومقارنة SNR من المتوسطات مسح مختلفة من خلال ت...

Watch this Scientific Journal Video about High-resolution Structural Magnetic Resonance Imaging of the Human Subcortex In Vivo and Postmortem at JoVE.com

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.

عالية الدقة الهيكلي التصوير بالرنين المغناطيسي من تحت القشرة الإنسان<I&gt; في فيفو</I&gt; وتشريح الجثث

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 ...

high-resolution-structural-magnetic-resonance-imaging-human-subcortex

Research

JoVE Journal

Neuroscience

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

15.3K Views.  York University. 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. 

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

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.

متعددة الماوس تشريحي عصبي التصوير بالرنين المغناطيسي

The field of mouse phenotyping with magnetic resonance imaging (MRI) is rapidly growing, motivated by the need for improved tools for characterizing and ...

A Rapid Approach to High-Resolution Fluorescence Imaging in Semi-Thick Brain Slices

A fundamental goal to both basic and clinical neuroscience is to better understand the identities, molecular makeup, and patterns of connectivity that are characteristic to neurons in both normal and diseased brain. Towards this, a great deal of effort has been placed on building high-resolution neuroanatomical maps1-3. With the expansion of molecular genetics and advances in light microscopy has come the ability to query not only neuronal morphologies, but also the molecular and cellular makeup of individual neurons and their associated networks4. Major advances in the ability to mark and manipulate neurons through transgenic and gene targeting technologies in the rodent now allow investigators to 'program' neuronal subsets at will5-6. Arguably, one of the most influential contributions to contemporary neuroscience has been the discovery and cloning of genes encoding fluorescent proteins (FPs) in marine invertebrates7-8, alongside their subsequent engineering to yield an ever-expanding toolbox of vital reporters9. Exploiting cell type-specific promoter activity to drive targeted FP expression in discrete neuronal populations now affords neuroanatomical investigation with genetic precision.
Engineering FP expression in neurons has vastly improved our understanding of brain structure and function. However, imaging individual neurons and their associated networks in deep brain tissues, or in three dimensions, has remained a challenge. Due to high lipid content, nervous tissue is rather opaque and exhibits auto fluorescence. These inherent biophysical properties make it difficult to visualize and image fluorescently labelled neurons at high resolution using standard epifluorescent or confocal microscopy beyond depths of tens of microns. To circumvent this challenge investigators often employ serial thin-section imaging and reconstruction methods10, or 2-photon laser scanning microscopy11. Current drawbacks to these approaches are the associated labor-intensive tissue preparation, or cost-prohibitive instrumentation respectively.
Here, we present a relatively rapid and simple method to visualize fluorescently labelled cells in fixed semi-thick mouse brain slices by optical clearing and imaging. In the attached protocol we describe the methods of: 1) fixing brain tissue in situ via intracardial perfusion, 2) dissection and removal of whole brain, 3) stationary brain embedding in agarose, 4) precision semi-thick slice preparation using new vibratome instrumentation, 5) clearing brain tissue through a glycerol gradient, and 6) mounting on glass slides for light microscopy and z-stack reconstruction (Figure 1).
For preparing brain slices we implemented a relatively new piece of instrumentation called the 'Compresstome' VF-200 (http://www.precisionary.com/products_vf200.html). This instrument is a semi-automated microtome equipped with a motorized advance and blade vibration system with features similar in function to other vibratomes. Unlike other vibratomes, the tissue to be sliced is mounted in an agarose plug within a stainless steel cylinder. The tissue is extruded at desired thicknesses from the cylinder, and cut by the forward advancing vibrating blade. The agarose plug/cylinder system allows for reproducible tissue mounting, alignment, and precision cutting. In our hands, the 'Compresstome' yields high quality tissue slices for electrophysiology, immunohistochemistry, and direct fixed-tissue mounting and imaging. Combined with optical clearing, here we demonstrate the preparation of semi-thick fixed brain slices for high-resolution fluorescent imaging.

Here we describe a rapid and simple method to image fluorescently labeled cells in semi-thick brain slices. By fixing, slicing, and optically clearing brain tissue we describe how standard epifluorescent or confocal imaging can be used to visualize individual cells and neuronal networks within intact nervous tissue.

نهج السريع إلى التصوير الإسفار عالية الدقة في الدماغ شرائح شبه سميكة

A fundamental goal to both basic and clinical neuroscience is to better understand the identities, molecular makeup, and patterns of connectivity that are ...

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.

عالية الدقة التصوير بالرنين المغناطيسي الوظيفي للطرق الدماغ المتوسط ​​الإنسان

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 ...

High-resolution Live Imaging of Cell Behavior in the Developing Neuroepithelium

The embryonic spinal cord consists of cycling neural progenitor cells that give rise to a large percentage of the neuronal and glial cells of the central nervous system (CNS). Although much is known about the molecular mechanisms that pattern the spinal cord and elicit neuronal differentiation1, 2, we lack a deep understanding of these early events at the level of cell behavior. It is thus critical to study the behavior of neural progenitors in real time as they undergo neurogenesis.
In the past, real-time imaging of early embryonic tissue has been limited by cell/tissue viability in culture as well as the phototoxic effects of fluorescent imaging. Here we present a novel assay for imaging such tissue for long periods of time, utilizing a novel ex vivo slice culture protocol and wide-field fluorescence microscopy (Fig. 1). This approach achieves long-term time-lapse monitoring of chick embryonic spinal cord progenitor cells with high spatial and temporal resolution.
This assay may be modified to image a range of embryonic tissues3, 4 In addition to the observation of cellular and sub-cellular behaviors, the development of novel and highly sensitive reporters for gene activity (for example, Notch signaling5) makes this assay a powerful tool with which to understand how signaling regulates cell behavior during embryonic development.

Imaging embryonic tissue in real-time is challenging over long periods of time. Here we present an assay for monitoring cellular and sub-cellular changes in chick spinal cord for long periods with high spatial and temporal resolution. This technique can be adapted for other regions of the nervous system and developing embryo.

عالية الدقة التصوير لايف من سلوك خلية في الظهارة العصبية النامية

The embryonic spinal cord consists of cycling neural progenitor cells that give rise to a large percentage of the neuronal and glial cells of the central ...

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.

استخدام التحليل الطيفي بالرنين المغناطيسي كأداة لقياس ثنائي نصف الكرة الغربي عبر الجمجمة التحفيز الكهربائي التأثيرات على الابتدائية موتور اللحاء الأيض

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

Metabolomic Analysis of Rat Brain by High Resolution Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy of Tissue Extracts

Studies of gene expression on the RNA and protein levels have long been used to explore biological processes underlying disease. More recently, genomics and proteomics have been complemented by comprehensive quantitative analysis of the metabolite pool present in biological systems. This strategy, termed metabolomics, strives to provide a global characterization of the small-molecule complement involved in metabolism. While the genome and the proteome define the tasks cells can perform, the metabolome is part of the actual phenotype. Among the methods currently used in metabolomics, spectroscopic techniques are of special interest because they allow one to simultaneously analyze a large number of metabolites without prior selection for specific biochemical pathways, thus enabling a broad unbiased approach. Here, an optimized experimental protocol for metabolomic analysis by high-resolution NMR spectroscopy is presented, which is the method of choice for efficient quantification of tissue metabolites. Important strengths of this method are (i) the use of crude extracts, without the need to purify the sample and/or separate metabolites; (ii) the intrinsically quantitative nature of NMR, permitting quantitation of all metabolites represented by an NMR spectrum with one reference compound only; and (iii) the nondestructive nature of NMR enabling repeated use of the same sample for multiple measurements. The dynamic range of metabolite concentrations that can be covered is considerable due to the linear response of NMR signals, although metabolites occurring at extremely low concentrations may be difficult to detect. For the least abundant compounds, the highly sensitive mass spectrometry method may be advantageous although this technique requires more intricate sample preparation and quantification procedures than NMR spectroscopy. We present here an NMR protocol adjusted to rat brain analysis; however, the same protocol can be applied to other tissues with minor modifications.

The neurochemistry of mammalian brain is changed in many neurological and systemic diseases. Characteristic profiles of cerebral metabolites can be efficiently obtained based on crude extracts of brain tissue. To this end, high-resolution NMR spectroscopy is employed, enabling detailed quantitative analysis of metabolite concentrations (metabolomics).

تحليل Metabolomic من دماغ الفئران بواسطة عالية الدقة النووية الرنين المغناطيسي الطيفي مقتطفات من الأنسجة

Studies of gene expression on the RNA and protein levels have long been used to explore biological processes underlying disease. More recently, genomics ...

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.

عالية الدقة<em&gt; في فيفو</em&gt; دليل بروتوكول تجزئة للالإنسان الحصين الحقول الفرعية عن طريق التصوير بالرنين المغناطيسي 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 ...

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

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 model of ischemic stroke, differences in quantitative T1 and T2 MRI relaxation times (qT1 and qT2) between the ischemic lesion (delineated by low diffusion) and the contralateral non-ischemic hemisphere increase with time from stroke onset. The time dependency of MRI relaxation time differences is heuristically described by a linear function and thus provides a simple estimate of stroke onset time. Additionally, the volumes of abnormal qT1 and qT2 within the ischemic lesion increase linearly with time providing a complementary method for stroke timing. A (semi)automated computer routine based on the quantified diffusion coefficient is presented to delineate acute ischemic stroke tissue in rat ischemia. This routine also determines hemispheric differences in qT1 and qT2 relaxation times and the location and volume of abnormal qT1 and qT2 voxels within the lesion. Uncertainties associated with onset time estimates of qT1 and qT2 MRI data vary from &plusmn; 25 min to &plusmn; 47 min for the first 5 hours of stroke. The most accurate onset time estimates can be obtained by quantifying the volume of overlapping abnormal qT1 and qT2 lesion volumes, termed 'Voverlap' (&plusmn; 25 min) or by quantifying hemispheric differences in qT2 relaxation times only (&plusmn; 28 min). Overall, qT2 derived parameters outperform those from qT1. The current MRI protocol is tested in the hyperacute phase of a permanent focal ischemia model, which may not be applicable to transient focal brain ischemia.

A protocol for stroke onset time estimation in a rat model of stroke exploiting quantitative magnetic resonance imaging (qMRI) parameters is described. The procedure exploits diffusion MRI for delineation of the acute stroke lesion and quantitative T1 and T2 (qT1 and qT2) relaxation times for timing of stroke.

بروتوكول تصوير بالرنين المغناطيسي لتقدير الوقت بداية السكتة الدماغية الاسكيمية الدماغي الدائمة

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 ...

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.

التصوير بالرنين المغناطيسي الانتشار في ضغط الحبل الشوكي المزمن

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

Acquisition of Resting-State Functional Magnetic Resonance Imaging Data in the Rat

Resting-state functional magnetic resonance imaging (rs-fMRI) has become an increasingly popular method to study brain function in a resting, non-task state. This protocol describes a preclinical survival method for obtaining rs-fMRI data. Combining low dose isoflurane with continuous infusion of the &#945;2 adrenergic receptor agonist dexmedetomidine provides a robust option for stable, high-quality data acquisition while preserving brain network function. Furthermore, this procedure allows for spontaneous breathing and near-normal physiology in the rat. Additional imaging sequences can be combined with resting-state acquisition creating experimental protocols with anesthetic stability of up to 5 h using this method. This protocol describes the setup of equipment, monitoring of rat physiology during four distinct phases of anesthesia, acquisition of resting-state scans, quality assessment of data, recovery of the animal, and a brief discussion of post-processing data analysis. This protocol can be used across a wide variety of preclinical rodent models to help reveal the resulting brain network changes that occur at rest.

This protocol describes a method for obtaining stable resting-state functional magnetic resonance imaging (rs-fMRI) data from a rat using low dose isoflurane in combination with low dose dexmedetomidine.

الحصول على Resting-الدولة وظيفية بيانات التصوير بالرنين المغناطيسي في الجرذ

Resting-state functional magnetic resonance imaging (rs-fMRI) has become an increasingly popular method to study brain function in a resting, non-task ...