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. Participante y postmortem del cerebro Set-Up NOTA: Todas las imágenes fueron adquiridas mediante un 3 T escáner de resonancia magnética con una bobina de la cabeza de 32 canales y toda la RM se realizó a temperatura ambiente, aproximadamente a 20 ° C. Todos los participantes eran diestros y dieron su consentimiento informado por escrito. Cada participante se encontraba en buen estado de salud, sin antecedentes de trastornos neurológicos. El protocolo experimental fue aprobado y sigue las directrices de participantes York University Humanos Comité de Revisión. <ol><li> Pida a cada participante llene y firme un formulario de consentimiento del paciente que detalla las pautas de seguridad de resonancia magnética y el protocolo de neuroimagen. </li><li> Para cada participante, colocar tapones para los oídos en cada oreja y asegurar su cabeza con almohadillas para reducir al mínimo movimiento de la cabeza. </li><li> Para imágenes del cerebro post-mortem, asegúrese de que el cerebro se fija antes de la neuroimagen y está contenida dentro de una bolsa o contenedor que se ajuste a la cabeza de la bobina de resonancia magnética. Coloque el cerebro postmortem en la cabeza de la bobina con su eje z (superior a inferior) alineado con el orificio del escáner. El tronco cerebral (posterior) debe mirar hacia el pie de la cama del escáner. </li><li> Coloca cojines de vacío manos alrededor del cerebro post-mortem para la ayuda adicional. </li></ol> 2. La localización y la prescripción de la subcorteza NOTA: El tálamo es una estructura con lóbulos dual situado cerca del centro del cerebro situada entre el cerebro medio y la corteza cerebral. Situado en el tálamo dorsal, el LGN humano es una pequeña estructura subcortical que se extiende un máximo de ~ 10 mm. <ol><li> Para registrar un nuevo participante, abra el software de imágenes de resonancia magnética y haga clic en la ficha del paciente en la esquina superior izquierda. Luego haga clic en Registro. </li><li> Rellene la información del paciente adecuado y, a continuación, haga clic en la ficha del examen. </li><li> Para obtener un análisis de localizador, haga clic en la ficha Explorador de Examen para crear un nuevo protocolo. Observe la ventana de configuración de la pantalla, haga clic en la pestaña de rutina, e introduzca los siguientes parámetros: adquisicióntiempo de 28 seg, matriz de adquisición 160 x 160, 1 rebanada, 1,6 mm de espesor tamaño de vóxel isotrópico, FOV = 260 mm, fase FoV = 100%, la resolución rebanada = 69%, la fase y cortar fase parcial Fourier = 6/8, TR = 3.15 ms, TE = 1,37 ms, Flip Angle = 8 °. </li><li> Superposición de la caja de selección de rebanada utilizado para la adquisición de las imágenes de DP más el localizador que cubren los núcleos subcorticales dentro del tálamo, así como las estructuras circundantes (Figura 4). </li></ol> 3. Parámetros estructurales de alta resolución <ol><li> Crear un nuevo protocolo para la obtención de exploraciones PD ponderada de alta resolución. En la ventana de configuración de la pantalla, haga clic en la pestaña de rutina, e introduzca los siguientes parámetros en la orientación coronal: tiempo de adquisición de 179 seg, matriz de adquisición de 512 × 512, 0.3 × 0.3 × 1 mm 3 tamaño de voxel, TR = 3.25 seg , TE = 32 ms, ángulo flip = 120 °, la adquisición rebanada intercalada, FoV leer = 160 mm, FoV fase = 100%, imágenes paralelas (GRAPPA) conun factor de aceleración de 2. <ol><li> Utilice una secuencia Turbo de Spin Echo, con una longitud de los trenes Echo de 5. El primer eco a los 32 ms es el eco eficaz para esta secuencia. Reducir el ancho de banda (BW) al mínimo posible, 40 Hz / píxel, para maximizar la SNR. Para reducir la duración del análisis, elija 18 rebanadas, cada 1 mm de espesor, con un FOV = 160 mm. Esta losa proporciona suficiente cobertura de las regiones subcorticales de interés. NOTA: Para la identificación fiable de las estructuras subcorticales, adquirir 5 carreras con los parámetros anteriores. La duración total de la exploración es sólo ~ 15 min (Figura 5). No se empleó Fat-saturación. </li></ol></li><li> En las imágenes del cerebro post-mortem, la identificación fiable de las estructuras subcorticales se puede observar en un solo escaneo con la duración total de sólo ~ 3 min siguiendo el mismo protocolo de exploración como en 3.1 (Figura 6). </li></ol> Análisis 4. Imagen NOTA: Para analizar los datos de resonancia magnética, utilice el FMRIB libre disposición deBiblioteca de Software (FSL) paquete disponible para su descarga en <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">(https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol><li> Abra una ventana de terminal, y convertir los archivos DICOM primas del escáner para cada volumen PD a un formato NIfTI con DICOM al convertidor NIfTI. Algunos de los cuales son de libre disposición para su descarga (por ejemplo,. <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">Https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> En la línea de comandos, escriba dcm2nii seguido por el directorio de cada PD imagen ponderada plazo. </li><li> En una ventana de terminal obtener los parámetros de la exploración original de PD. Escriba fslinfo en la línea de comando seguido de la exploración PD en formato NIfTI. </li><li> Crear una imagen en blanco volumen de destino de alta resolución que tiene el doble de la resolución y el tamaño medio voxel dada por los parámetros de fslinfo de la exploración original de PD. El orden de las entradas de datos para este comando son los siguientes: fslcreatehd &lt;xsize&gt; &lt;ysize&gt; &lt;ztamaño&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;tipo de datos&gt; &lt;headername&gt; NOTA: Por ejemplo, si el análisis de PD original con los parámetros siguientes tal como se describe en el punto 3.1 se recogen (es decir, 512 × 512 matriz, 18 rebanada, 0.3 × 0.3 × 1 mm 3 tamaño de voxel, TR = 3,25 s), escriba lo siguiente en la ventana de comandos: fslcreatehd 1024 1024 36 1 0,15 0,15 0,5 3,25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li> Definir la transformación utilizando una matriz de identidad. Escriba en cualquier programa editor de texto de un archivo de texto guardado como &#39;identity.mat&#39; que tiene este aspecto: 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li> Utilice el comando ligón para aplicar la transformación, muestreo superior cada ejecución ponderado PD originales de duplicar la resolución total de un 512 a una matriz de 1024, y reducir a la mitad el tamaño del voxel en cada dimensión que resulta en una resolución de 0,15 × 0,15× 0,5 mm 3. En una ventana de terminal para cada volumen PD, escriba el comando siguiente ligón cambiar los nombres originales y salida por serie: coquetear -interp sinc -en originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat salida privado highresPD.nii.gz NOTA: En caso de originalPD.nii.gz es el volumen de la fuente, blankhr.nii.gz es la resolución de salida deseada y highresPD.nii.gz es el nombre del volumen de salida. </li><li> Mueva todas las imágenes de alta resolución en una nueva carpeta, y navegar hacia él en una ventana de terminal. </li><li> Para cada participante, concatenar todas las imágenes PD muestreo superior en un solo archivo 4D utilizando fslmerge. En un tipo de ventana de terminal: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz NOTA: Esto crea un archivo llamado 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Movimiento corregir el archivo concatenado utilizando mcflirt 10. Esta herramienta permite un registro robusta automatizado para lineal (afín) imágenes inter e intermodales cerebrales. Seleccionar unCorrección de 4 etapas, que utiliza la interpolación sinc (internamente) como un pase optimización adicional para una mayor precisión. En un tipo de ventana de terminal: mcflirt -en concat_highresPD salida privado mcf_concat_highresPD.nii.gz -Etapas 4 -plots NOTA: Esto crea un archivo llamado 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Por último, cree el 3D significa imagen usando fslmaths. En un tipo de ventana de terminal: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz NOTA: Esto crea un archivo 3D llamado mean_highresPD.nii.gz que es de alta calidad </li><li> Visualice el resultado final de la imagen 3D de alta resolución con el comando fslview. En el directorio de donde su imagen es, escriba lo siguiente en una ventana de terminal: fslview mean_highresPD.nii.gz &quot;. </li><li> Inspeccione perfiles de intensidad de rendimiento de la inversión en cuestión. Crear un ROI usando fslview (esto puede ser una línea vertical trazada a través de una región del LGN por ejemplo). En fslview cargar la imagen de dominio de alta resolución. Haga clic en la pestaña de herramientas,a continuación, haga clic en la ficha de una sola imagen para agrandar la imagen para dibujar regiones de interés. A continuación, haga clic en la pestaña Archivo seguido de la ficha Crear Máscara. Dibuje una línea en el retorno de la inversión de su interés. Guarde el ROI, haga clic en Archivo y luego Guardar como. Repita las máscaras de línea para múltiples áreas dentro de la ROI para las comparaciones de intensidad y otras regiones de interés en cuestión. </li><li> Utilice el comando 3dmaskdump de AFNI para analizar la intensidad resultante de la imagen. En el directorio de donde las imágenes son, use el siguiente comando en una ventana de terminal para extraer las intensidades de imagen y ubicación (dado como result_mask.txt) de su máscara de retorno de la inversión: 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. 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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.

Este estudio describe un protocolo optimizado en la adquisición y técnica de análisis con el fin de obtener una alta resolución PD imágenes ponderadas de las regiones subcorticales. Un número de parámetros de análisis fueron probados y modificado con los más significativos relacionados con tamaño de la matriz, el tamaño de voxel, y ancho de banda para aumentar la SNR y disminuir el número de adquisiciones, un paso crítico en ser capaz de determinar las estructuras subcorticales de alta resolución. En conju...

El propósito de esta investigación fue probar los límites de resolución de resonancia magnética estructural en la ausencia de ruido fisiológico. Proton densidad (PD) imágenes ponderadas fueron adquiridas en un cerebro postmortem durante un período largo (dos ~ 24 sesiones hr) para determinar el número mínimo de imágenes que deben ser registrados y se promediaron para resolver las estructuras subcorticales. Para la comparación, PD imágenes ponderadas también se adquirieron en los seres humanos que viven durante un número de sesiones. En particular, el objetivo era determinar si sería posible en un mejor escenario para resolver los seis capas individuales del LGN humana, que son aproximadamente 1 mm de espesor (Figura 1). <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> Figura 1. capas humano núcleo geniculado lateral. Esquemática de la estructura laminar del LGN. Magnocelular (M) se componen de capas más grande neuronalel tamaño celular y la densidad de células más pequeñas que son responsable de resolver los contornos de movimiento y de curso (capas 1-2, se muestra como gris oscuro). Parvocelulares capas (P) se componen de menor tamaño de la célula neuronal y más grande la densidad de células que son responsables de la resolución de fine-forma y el color (capas 4-6, representado como gris claro). Barra de escala 1 mm. Figura basado en manchado LGN 12 humana. La resolución espacial en la RM se mejora cuando se aumenta el tamaño de la matriz, y cuando se reducen campo de visión (FOV) y grosor de corte. Sin embargo, el aumento de la resolución se reduce la relación señal a ruido (SNR), que es proporcional al volumen de voxel. SNR también es proporcional a la raíz cuadrada del número de mediciones. En los seres humanos que viven, aunque varias imágenes pueden ser adquiridas durante un número de sesiones de formación de imágenes separadas, la resolución final está limitada por el ruido fisiológico, tales como la respiración, las pulsaciones circulatorio y movimiento de la cabeza. Alto-Resolución (0.35 mm voxels en el plano) PD exploraciones ponderados fueron adquiridas. Exploraciones PD mejorar contraste gris y blanco en el tálamo 1, y dan como resultado imágenes que minimicen T 1 y T 2 efectos. Su imagen depende de la densidad de protones en la forma de agua y macromoléculas tales como proteínas y grasas en el volumen de formación de imágenes. El aumento del número de protones en un tejido resulta en una señal más brillante en la imagen debido a la componente longitudinal superior de la magnetización 2. Exploraciones PD ponderada se recogieron ya que proporcionan un mayor contraste de las estructuras subcorticales con el tejido circundante. Otros contrastes, como T1 y T2 provoque dificultades en la delimitación de las estructuras subcorticales como el LGN debido a menores proporciones de contraste-ruido, según lo determinado ƒ 1,3. Del mismo modo, los estudios anteriores encontraron que las imágenes PD ponderada de formol fija cerebros post mortem resulted en mayores diferencias de contraste entre la materia gris y blanca en comparación con T1 y T2 que tenían intensidades de imagen materia gris y blanca similares 3,4. Los determinantes biofísicos subyacentes pueden explicar estas diferencias. T1 (longitudinal) y T2 (transversal) tiempos de relajación de los protones de hidrógeno dependerá de cómo el agua se mueve dentro del tejido. Los agentes de fijación tales como el trabajo en formol por proteínas de reticulación. Las diferencias entre la movilidad del agua se reducen entre los diferentes tipos de tejidos cuando se utilizan fijadores. Reducción de contraste de los tejidos T1 se ha observado después de la fijación, mientras que las diferencias en la densidad relativa de protones dentro de los tejidos del cerebro aumenta con la fijación, proporcionando una mejor diferenciación de contraste 3, 4. Estudios previos han identificado la LGN en las exploraciones PD ponderada utilizando un 1,5 T 5,6,7, y en 3 T escáner 8,9. Es crítico para obtener estas exploraciones para ser capaz de esbozar exactitud el alcance deel LGN. Para mantener la cobertura total de los núcleos subcorticales, 18 rebanadas PD ponderada se obtuvieron en el tálamo. Cada volumen se volvió a muestrear al doble de la matriz de la resolución 1024, (0.15 mm Tamaño voxel en el plano), concatenados, movimiento corregido y promedió para producir una imagen en 3D de alta resolución de las estructuras subcorticales. El número óptimo de imágenes PD necesarios para la siguiente receta rebanada fue de 5, lo que reduce el tiempo de exploración a menos de 15 minutos en los seres humanos que viven. Sólo 1 imagen de dominio fue requerido para delimitar claramente las regiones subcorticales del cerebro postmortem, reduciendo el tiempo de exploración a menos de 3 min (Figura 2 y 3). Toda una muestra de cerebro postmortem fijado en formol fue explorado de una mujer que había muerto de un paro cardiorrespiratorio a la edad de 82 años. Revisión de registros médicos reveló que ella tenía: la enfermedad pulmonar obstructiva crónica, la cirugía de pecho, triple bypass 8 años antes de su muerte, el cáncer uterino tratadas con histerectomía7 años antes de la muerte, hiperlipidemia, glaucoma, y ​​cirugía de cataratas. El espécimen cerebral postmortem de inmersión se fijó en 10% de formalina tamponada neutra durante al menos 3 semanas a 4 ° C.El cerebro postmortem fue escaneada con el mismo protocolo de formación de imágenes, así como con otros parámetros en el transcurso de muchas horas para las comparaciones de calidad de imagen . Sólo los parámetros optimizados se describirán para el protocolo.

<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

El objetivo de este estudio fue probar los límites de resolución de resonancia magnética estructural de un cerebro postmortem en comparación con los que viven los cerebros humanos. La resolución de la resonancia magnética estructural en vivo está limitada en última instancia por el ruido fisiológico, incluyendo pulsación, la respiración y el movimiento de la cabeza. Aunque el hardware de imagen sigue mejorando, todavía es difícil de resolver estructuras en la escala de milímetro. Por ejemplo, el visual vías sensoriales sinapsis primaria en el núcleo geniculado lateral (LGN), un relé de control visual y el núcleo en el tálamo, que normalmente está organizado en seis capas intercaladas monoculares. Los estudios de neuroimagen no han sido capaces de distinguir de forma fiable estas capas debido a su pequeño tamaño que tienen menos de 1 mm de espesor. El límite de resolución de MRI estructural, en un cerebro postmortem fue probada usando múltiples imágenes como promedio durante un larga duración (~ 24 h). El propósito era probar si era posible para resolver el l individuoAyers del LGN en la ausencia de ruido fisiológico. Una densidad de protones (PD) 1 secuencia de pulso ponderado se utiliza con diferentes resolución y otros parámetros para determinar el número mínimo de imágenes necesarias para ser registrado y promedió para distinguir de forma fiable el LGN y otras regiones subcorticales. Los resultados también se compararon con las imágenes adquiridas en vivir cerebros humanos. In vivo sujetos fueron escaneados con el fin de determinar los efectos adicionales de ruido fisiológico sobre el número mínimo de exploraciones PD necesarios para diferenciar las estructuras subcorticales, útiles en aplicaciones clínicas.

Una vez que el subcorteza se prescribe en el tálamo, PD imágenes ponderadas se recogen en el cuadro de selección de rebanada (Figura 4). La SNR mejorarse aumentando el número de promedios tanto en postmortem y en las exploraciones in vivo. Para determinar la calidad de imagen, la SNR de diferentes promedios de escaneo se comparó dividiendo la señal de la región media del cerebro por la desviación estándar en algún área fuera del cerebro. La SNR se calculó como SNR = 0,655 * mu</...

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

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

De alta resolución de imagen de resonancia magnética estructural del subcorteza Humano<I&gt; En Vivo</I&gt; Y Postmortem

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

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 vistas.  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. 

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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.

Múltiples imágenes del ratón neuroanatómicos de Resonancia Magnética

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

Investigación

Neurociencias

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.

Un enfoque rápido para imágenes de fluorescencia de alta resolución en rodajas de cerebro semi-gruesa

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.

De alta resolución Magnética Funcional por imágenes de los métodos de resonancia cerebro medio humano

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.

Imágenes de alta resolución en vivo del comportamiento de las células en el desarrollo de neuroepitelio

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.

El uso de la espectroscopia de resonancia magnética como herramienta para la medición de Bi-hemisféricos Transcraneal eléctricos Efectos de estimulación sobre la corteza primaria Motor Metabolismo

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).

Análisis de Metabolómica de cerebro de rata por Alta Resolución Nuclear Espectroscopía de Resonancia Magnética de Extractos de Tejidos

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.

Alta resolución<em&gt; En Vivo</em&gt; Protocolo Segmentación Manual for Human hipocampo subcampos Usando 3T Imágenes por Resonancia Magnética

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.

Un protocolo de imagen de resonancia magnética para la estimación de tiempo de inicio de movimiento en Isquemia Cerebral permanente

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

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.

Imagen de resonancia magnética del tensor de difusión en compresión de médula espinal crónica

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.

Adquisición de datos de resonancia magnética funcional en estado de reposo en la rata

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