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. Participant et post-mortem du cerveau Set-Up NOTE: Toutes les images ont été acquises en utilisant un scanner IRM 3 T avec une bobine de la tête à 32 canaux et tout l&#39;IRM a été effectuée à la température ambiante, environ 20 ° C. Tous les participants étaient droitier et a donné un consentement éclairé écrit. Chaque participant était en bonne santé et sans antécédents de troubles neurologiques. Le protocole expérimental a été approuvé et suit les directives de participants de l&#39;Université York humaines Comité d&#39;examen. <ol><li> Demandez à chaque participant de remplir et signer un formulaire de consentement du patient qui détaille les directives de sécurité de l&#39;IRM et le protocole neuro-imagerie. </li><li> Pour chaque participant, placer des bouchons d&#39;oreille dans chaque oreille et assurer leur tête avec pads pour minimiser le mouvement de la tête. </li><li> Pour post-mortem imagerie cérébrale, assurez-vous que le cerveau est fixé avant la neuro-imagerie et est contenue dans un sac ou un contenant qui correspond dans la tête-bobine IRM. Placez le cerveau post-mortem dans la tête-bobine avec son axe z (supérieure à inferior) alignée avec l&#39;alésage du scanner. Le tronc cérébral (postérieure) doit faire face vers le pied du lit du scanner. </li><li> Placez les mains de coussin à vide autour du cerveau post-mortem pour un soutien supplémentaire. </li></ol> 2. Localiser et fixant la subcortex Remarque: le thalamus est une structure à double lobe situé à proximité du centre du cerveau situé entre le mésencéphale et le cortex cérébral. Situé à l&#39;intérieur du thalamus dorsal, le LGN humain est une petite structure sous-corticale qui se prolonge au maximum de ~ 10 mm. <ol><li> Pour enregistrer un nouveau participant, ouvrez le logiciel d&#39;imagerie IRM et cliquez sur l&#39;onglet du patient dans le coin supérieur gauche. Ensuite, cliquez sur Enregistrer. </li><li> Remplissez les informations du patient approprié, puis cliquez sur l&#39;onglet d&#39;examen. </li><li> Pour obtenir une analyse d&#39;alignement de piste, cliquez sur l&#39;onglet Explorateur de l&#39;examen de créer un nouveau protocole. Observez la fenêtre set-up sur l&#39;écran, cliquez sur l&#39;onglet de routine, et entrez les paramètres suivants: acquisitiontemps 28 sec, matrice de l&#39;acquisition de 160 × 160, 1 tranche, 1,6 mm d&#39;épaisseur taille de voxel isotrope, FOV = 260 mm, la phase FoV = 100%, la résolution de la tranche = 69%, la phase et trancher la phase partielle Fourier = 6/8, TR = 3.15 ms, TE = 1,37 ms, Flip Angle = 8 °. </li><li> Superposez la boîte de sélection de tranche utilisé pour l&#39;acquisition des images PD plus de l&#39;alignement de piste couvrant les noyaux sous-corticaux dans le thalamus ainsi que des structures environnantes (Figure 4). </li></ol> 3. Paramètres structurels haute résolution <ol><li> Créer un nouveau protocole pour obtenir des analyses de Pd-pondérée à haute résolution. Dans la fenêtre de configuration de l&#39;écran, cliquez sur l&#39;onglet de routine, et entrez les paramètres suivants dans l&#39;orientation coronale: temps d&#39;acquisition de 179 secondes, l&#39;acquisition matrice 512 × 512, 0,3 × 0,3 × 1 mm 3 taille de voxel, TR = 3.25 sec , TE = 32 ms, angle de bascule = 120 °, l&#39;acquisition de la tranche entrelacé, FoV lu = 160 mm, FoV la phase = 100%, l&#39;imagerie parallèle (Grappa) avecun facteur d&#39;accélération de 2. <ol><li> Utilisez une séquence Turbo Spin Echo, avec une longueur Echo train de 5. Le premier écho à 32 ms est l&#39;écho efficace pour cette séquence. Réduire la bande passante (BW) à la mesure du possible, 40 Hz / pixel minimum, afin de maximiser le SNR. Pour réduire la durée du balayage, choisissez 18 tranches, chaque 1 mm d&#39;épaisseur, avec un FOV = 160 mm. Cette dalle offre une couverture suffisante des régions sous-corticales d&#39;intérêt. NOTE: Pour une identification fiable des structures sous-corticales, acquérir 5 pistes avec les paramètres ci-dessus. La durée totale de l&#39;analyse est seulement ~ 15 min (Figure 5). Fat-saturation n&#39;a pas été employé. </li></ol></li><li> En post-mortem imagerie cérébrale, une identification fiable des structures sous-corticales peut être observée dans un seul scan avec la durée totale de seulement ~ 3 min suivant le même protocole de balayage comme dans 3.1 (figure 6). </li></ol> 4. Analyse d&#39;image REMARQUE: Pour analyser les données de l&#39;IRM, utilisez la libre disposition de FMRIBBibliothèque de logiciels (FSL) forfait disponible pour téléchargement à l&#39;adresse <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">(https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol><li> Ouvrez une fenêtre de terminal, et de convertir les fichiers DICOM premières à partir du scanner pour chaque volume de PD au format DICOM NIfTI avec un convertisseur NIfTI. Un certain nombre de qui sont librement disponibles pour le téléchargement (par ex., <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">Https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> Dans la ligne de commande, tapez dcm2nii suivi par le répertoire de chaque PD l&#39;image pondérée terme. </li><li> Dans une fenêtre de terminal obtenir les paramètres de la numérisation de PD originale. Tapez fslinfo dans la ligne de commande, suivi par le balayage de PD au format NIfTI. </li><li> Créer une image vierge volume cible à haute résolution qui a deux fois la résolution et la moitié de la taille de voxel donné par les paramètres de fslinfo de l&#39;analyse de PD originale. L&#39;ordre des entrées de données pour cette commande sont les suivants: fslcreatehd &lt;xsize&gt; &lt;ysize&gt; &lt;ztaille&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;type de données&gt; &lt;nomEnTête&gt; REMARQUE: Par exemple, si l&#39;analyse de PD originale avec les paramètres suivants tels que décrits au paragraphe 3.1 sont collectées (par exemple, 512 × 512 matrice, 18 tranche, 0,3 × 0,3 × 1 mm 3 taille de voxel, TR = 3,25 s), tapez la commande suivante dans la fenêtre de commande: fslcreatehd 1024 1024 0,15 0,15 36 1 0,5 3,25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li> Définir la transformation en utilisant une matrice d&#39;identité. Tapez dans tout programme d&#39;éditeur de texte dans un fichier texte enregistré en tant que &#39;identity.mat&#39; qui ressemble à ceci: 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li> Utilisez la commande de flirt pour appliquer la transformation, échantillonnant chaque exécution pondérée PD originale de doubler la résolution totale d&#39;une 512 à une matrice de 1024, et de réduire de moitié la taille de voxel dans chaque dimension résultant en une résolution de 0,15 × 0,15× 0,5 mm 3. Dans une fenêtre de terminal pour chaque volume de PD, tapez la commande suivante de flirt changer les noms originaux et de sortie par course: flirter -interp sinc -in originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat départ privé highresPD.nii.gz NOTE: Où originalPD.nii.gz est le volume source, blankhr.nii.gz est la résolution de sortie souhaitée, et highresPD.nii.gz est le nom du volume de sortie. </li><li> Déplacez toutes les images à haute résolution pour un nouveau dossier, et s&#39;y rendre dans une fenêtre de terminal. </li><li> Pour chaque participant, concaténer toutes les images PD suréchantillonnées dans un fichier unique à l&#39;aide de 4D fslmerge. Dans une fenêtre de terminal: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz NOTE: Cela crée un fichier appelé 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Mouvement corriger le fichier concaténé utilisant mcflirt 10. Cet outil permet un enregistrement automatisé robuste pour linéaire (affine) des images inter et intermodales cerveau. Sélectionner unCorrection quatre étapes, qui utilise une interpolation sinc (interne) comme une nouvelle passe d&#39;optimisation pour une meilleure précision. Dans une fenêtre de terminal: mcflirt -in concat_highresPD départ privé mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots NOTE: Cela crée un fichier appelé 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Enfin, créer la 3D signifie image en utilisant fslmaths. Dans une fenêtre de terminal: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz NOTE: Cela crée un fichier 3D appelé mean_highresPD.nii.gz qui est de haute qualité </li><li> Visualiser l&#39;image à haute résolution de résultat final 3D en utilisant la commande FSLView. Dans le répertoire de l&#39;endroit où votre image est, tapez la commande suivante dans une fenêtre de terminal: FSLView mean_highresPD.nii.gz. &quot; </li><li> Inspectez profils d&#39;intensité de Rois en question. Créer un ROI en utilisant FSLView (cela peut être une ligne verticale tracée à travers une région de l&#39;LGN par exemple). Dans FSLView charger l&#39;image de PD-haute résolution. Cliquez sur l&#39;onglet Outils,puis cliquez sur l&#39;onglet d&#39;une seule image pour agrandir l&#39;image pour dessiner ROI. Ensuite, cliquez sur l&#39;onglet Fichier puis sur l&#39;onglet Créer un masque. Tracez une ligne dans le ROI d&#39;intérêt. Enregistrez le ROI en cliquant sur Fichier, puis Enregistrer sous. Répétez les masques de ligne pour de multiples domaines dans le retour sur investissement pour les comparaisons d&#39;intensité et d&#39;autres régions d&#39;intérêt en question. </li><li> Utilisez la commande 3dmaskdump de AFNI d&#39;analyser l&#39;intensité résultant de l&#39;image. Dans l&#39;annuaire des où les images sont, utilisez la commande suivante dans une fenêtre de terminal pour extraire les intensités et le placement d&#39;image (donné comme result_mask.txt) de votre masque de ROI: 3dmaskdump -o result_mask.txt -noijk -xyz -mask ROI_linemask.nii.gz PDaverage_image.nii.gz </li></ol>

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	<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.

Cette étude décrit un protocole optimisé dans l&#39;acquisition et la technique de l&#39;analyse afin d&#39;obtenir haute résolution PD images pondérées des régions sous-corticales. Un certain nombre de paramètres d&#39;analyse ont été testé et modifié avec les plus importantes celles relatives à la taille de la matrice, la taille de voxel, et la bande passante pour augmenter le SNR et de diminuer le nombre d&#39;acquisitions, une étape cruciale de pouvoir déterminer les structures sous-corticales haute r...

Le but de cette recherche était de tester les limites de résolution de l&#39;IRM structurelle en l&#39;absence de bruit physiologique. Proton densité (PD) pondérés images ont été acquises dans un cerveau post-mortem sur une longue durée (deux ~ 24 séances de h) pour déterminer le nombre minimum d&#39;images qui devaient être enregistrées et en moyenne pour résoudre les structures sous-corticales. A titre de comparaison, PD images pondérés ont également été acquises chez les humains vivant sur un certain nombre de séances. En particulier, l&#39;objectif était de vérifier si il serait possible dans un meilleur scénario pour résoudre tous les six couches individuelles du LGN humaine, qui sont d&#39;environ 1 mm d&#39;épaisseur (Figure 1). <img alt="Figure 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> Figure 1. Human géniculé latéral couches noyau. Schématique de la structure laminaire des LGN. Magnocellulaire (M) couches sont constituées de plus grande neuronalela taille des cellules et de la densité de cellules plus petites qui sont responsables pour la résolution de mouvement et de cours contours (couches 1-2, représentée en gris foncé). Parvocellulaires couches (P) sont constitués de petite taille des cellules neuronales et la densité de cellule plus grande qui sont responsables pour la résolution fine forme et la couleur (couches 4-6, dépeint comme gris clair). Barre d&#39;échelle 1 mm. Figure basé sur teinté LGN 12 humain. La résolution spatiale est améliorée en IRM lorsque la taille de la matrice est augmenté, et quand de champ de vue (FOV) et l&#39;épaisseur de coupe sont réduites. Cependant, l&#39;augmentation de la résolution diminue le rapport signal sur bruit (SNR), qui est proportionnel au volume de voxel. SNR est aussi proportionnelle à la racine carrée du nombre de mesures. Chez l&#39;homme vivant, bien que plusieurs images peuvent être acquises sur un certain nombre de séances d&#39;imagerie distincts, la résolution finale est limitée par le bruit physiologique, tels que la respiration, pulsations circulatoires et mouvement de la tête. Haut-Résolution (0,35 mm voxels dans le plan) PD analyses pondérées ont été acquis. Scans PD améliorer le contraste gris et blanc dans le thalamus 1, et se traduisent par des images qui minimisent T 1 et T 2 effets. Son image est fonction de la densité de protons sous forme d&#39;eau et de macromolécules telles que des protéines et des matières grasses dans le volume d&#39;imagerie. L&#39;augmentation du nombre de protons dans un tissu résulte en un signal lumineux sur l&#39;image due à la composante longitudinale supérieur de l&#39;aimantation 2. Scans PD-pondérés ont été recueillies depuis ils offrent un contraste plus élevé de structures sous-corticales avec le tissu environnant. Autres contrastes, comme T1 et images pondérées en T2 entraîner des difficultés dans la délimitation des structures sous-corticales comme le LGN en raison de petits ratios contraste-bruit, tel que déterminé ƒ 1,3. De même, des études antérieures ont trouvé que les images de PD pondérée de formol fixés cerveaux post mortem resultej en plus élevés différences de contraste entre la matière grise et blanche par rapport à T1 et images pondérées en T2 qui avaient gris et blanc image importe intensités semblables 3,4. Les déterminants biophysiques sous-jacents peuvent expliquer ces différences. T1 (longitudinale) et T2 (transversal) temps de relaxation des protons de l&#39;hydrogène dépendra de la façon l&#39;eau se déplace à l&#39;intérieur du tissu. Fixateurs tels que le travail de formol par des protéines de réticulation. Les différences entre la mobilité de l&#39;eau sont réduites entre différents types de tissus utilisés lorsque fixateurs sont. Réduit le contraste des tissus T1 a été observé après fixation, tandis que les différences dans la densité de protons dans les tissus cérébraux augmente avec la fixation, permettant une meilleure différenciation de contraste 3, 4. Des études précédentes ont identifié le CGL dans les analyses de Pd-pondérés en utilisant un T 5,6,7 1,5, et à 3 T scanner 8,9. Il est essentiel pour obtenir ces scans pour être en mesure de décrire précisément l&#39;étendue dele CGL. Pour maintenir une couverture complète des noyaux sous-corticaux, 18 tranches de PD-pondérés ont été obtenus dans le thalamus. Chaque volume a été ré-échantillonné à deux fois la matrice résolution 1024, (0,15 mm taille dans le plan voxel), enchaîné, le mouvement corrigé et en moyenne pour produire une image 3D haute résolution de structures sous-corticales. Le nombre optimal d&#39;images PD requis pour la prescription de la tranche suivante était de 5, ce qui réduit le temps de cycle à moins de 15 minutes chez l&#39;homme vivant. Seulement 1 image PD a été nécessaire de délimiter clairement régions sous-corticales du cerveau post-mortem, réduisant le temps de cycle à moins de 3 min (Figure 2 et 3). Un ensemble du cerveau post-mortem spécimen fixés au formol a été balayée d&#39;une femme qui avait décédé d&#39;un arrêt cardio-respiratoire à l&#39;âge de 82 ans. Examen des dossiers médicaux a révélé qu&#39;elle avait: maladie pulmonaire obstructive chronique, la chirurgie de poitrine, triple pontage 8 ans avant le décès, le cancer de l&#39;utérus traitée avec une hystérectomie7 ans avant le décès, l&#39;hyperlipidémie, le glaucome, et la chirurgie de la cataracte. Le cerveau spécimen post-mortem a été fixés par immersion dans 10% formol tamponné neutre pendant au moins 3 semaines à 4 ° C.Le post-mortem du cerveau a été scannée avec le même protocole d&#39;imagerie ainsi que d&#39;autres paramètres au cours de nombreuses heures pour les comparaisons de qualité d&#39;image . Seuls les paramètres optimisés seront décrites pour le protocole.

<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

L&#39;objectif de cette étude était de tester les limites de résolution de l&#39;IRM structurelle d&#39;un cerveau post-mortem par rapport à la vie des cerveaux humains. La résolution de l&#39;IRM structurelle in vivo est finalement limitée par le bruit physiologique, y compris la pulsation, la respiration et le mouvement de la tête. Bien que le matériel d&#39;imagerie continue à améliorer, il est encore difficile de résoudre des structures à l&#39;échelle du millimètre. Par exemple, le premier visuel voies sensorielles synapse au corps genouillé latéral (CGL), un relais visuel et le noyau de contrôle dans le thalamus qui est normalement organisé en six couches de monoculaire entrelacés. Les études de neuroimagerie ont pas été en mesure de distinguer de façon fiable ces couches en raison de leur petite taille qui sont moins de 1 mm d&#39;épaisseur. La limite de résolution de l&#39;IRM structurelle, dans un cerveau post-mortem a été testé à l&#39;aide de plusieurs images en moyenne sur une longue durée (~ 24 h). Le but était de vérifier si il était possible de résoudre le l individuAyers du CGL en l&#39;absence de bruit physiologique. Une densité de proton (PD) d&#39;une séquence d&#39;impulsions pondérée a été utilisée avec plus ou moins de résolution et d&#39;autres paramètres pour déterminer le nombre minimum d&#39;images nécessaires à l&#39;enregistrement et à distinguer de manière fiable en moyenne le LGN et d&#39;autres régions sous-corticales. Les résultats ont également été comparés à des images acquises en vivant les cerveaux humains. In vivo sujets ont été scannés afin de déterminer les effets supplémentaires de bruit physiologique sur le nombre minimum de scans de perfectionnement nécessaires pour différencier les structures sous-corticales, utiles dans les applications cliniques.

Une fois que le sous-cortex est prescrit dans le thalamus, PD images pondérées sont recueillies dans la boîte de sélection de tranche (figure 4). Le SNR améliorée en augmentant le nombre de moyennes à la fois dans les analyses post-mortem et in vivo. Pour déterminer la qualité de l&#39;image, le SNR à partir de différentes moyennes de balayage a été comparée en divisant le signal de la région cérébrale moyenne par l&#39;écart type d&#39;une certaine zone à l&#39;ext?...

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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.

Haute résolution structurelle Imagerie par résonance magnétique de la sous-cortex humain<I&gt; In Vivo</I&gt; Et 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 vues.  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. 

Vidéo: 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.

Multiple-Mouse Imaging neuroanatomiques par résonance magnétique

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

Recherche

Neurosciences

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.

Une approche rapide à l&#39;imagerie de fluorescence à haute résolution dans les tranches de cerveau semi-épais

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.

Haute résolution magnétique fonctionnelle Méthodes d&#39;imagerie par résonance mésencéphale humain

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.

Imagerie à haute résolution en direct du comportement des cellules dans le développement neuro-épithélium

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.

L&#39;utilisation de la spectroscopie par résonance magnétique, un outil pour la mesure de la Bi-hémisphériques transcrânienne électriques effets de stimulation sur le moteur primaire Cortex métabolisme

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).

Analyse métabolomique de cerveau de rat par la Résolution nucléaire Haute spectroscopie par résonance magnétique d&#39;extraits de tissus

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.

Haute résolution<em&gt; In Vivo</em&gt; Protocole de segmentation manuelle pour les sous-zones de l&#39;hippocampe humain Utilisation 3T imagerie par résonance magnétique

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 protocole d’imagerie par résonance magnétique pour l’Estimation de temps AVC apparition dans l’ischémie cérébrale 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.

Diffusion tenseur imagerie par résonance magnétique dans la compression de la moelle épinière chronique

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.

Acquisition de données d’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle à l’état de repos chez le rat

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