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. משתתף ולאחר מות מוח הסט-אפ הערה: כל התמונות נרכשו באמצעות סורק MRI T 3 עם סליל ראש 32 ערוצים וכל סריקת MRI בוצע ב RT, כ -20 מעלות צלזיוס. כל המשתתפים היו תקין בידיים ונתנו בכתב הסכמה מדעת. כל משתתף היה במצב הבריאותי טוב ללא היסטוריה של הפרעות נוירולוגיות. פרוטוקול הניסוי אושר ועוקב אחר ההנחיות של ועדת ביקורת משתתפי יורק אדם האוניברסיטה. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בקש מכל משתתף למלא ולחתום על טופס הסכמת מטופל המפרט הנחיות בטיחות MRI ופרוטוקול נוירו-ההדמיה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לכל משתתף, למקם את אטמי אוזניים בכל אוזן ולאבטח את ראשם עם כריות כדי למזער תנועת ראש. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להדמיה של מוח שלאחר מוות, לוודא המוח קבוע לפני הדמייה והוא נמצא בתוך שקית או מיכל שמתאים בתוך הראש-סליל MRI. מניחים את המוח שלאחר המוות בראש-הסליל עם Z- הציר שלה (מעולה למפל אבניםerior) מיושר עם נשא של הסורק. גזע המוח (האחורית) צריך להתמודד לקראת מרגלות מיטת הסורק. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הנח את ידי כרית ואקום סביב המוח שלאחר המוות לתמיכה נוספת. </li></ol> 2. לוקליזציה וקביעת תת-הקליפה&quot; הערה: התלמוס הוא מבנה אונות כפול ממוקם בסמוך למרכז המוח ממוקם בין המוח התיכון וקליפת המוח. ממוקם בתוך התלמוס הגב, LGN האנושי הוא מבנה קורטיקליים קטן המשתרע מרבי של ~ 10 מ&quot;מ. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי להירשם משתתף חדש, לפתוח את תוכנת ההדמיה MRI ולחץ על כרטיסיית המטופל בפינה השמאלית העליונה. לאחר מכן לחץ על רישום. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מלא את פרטי החולה המתאימים, ולאחר מכן לחץ על כרטיסיית הבחינה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי להשיג סריקת Localizer, לחץ על כרטיסיית הבחינה Explorer כדי ליצור פרוטוקול חדש. שים לב לחלון ההגדרה על המסך, לחץ על הכרטיסייה שגרתית, ולהזין את הפרמטרים הבאים: רכישהשניות זמן 28, מטריצת רכישה 160 × 160, פרוסה 1, גודל voxel איזוטרופיים 1.6 מ&quot;מ עובי, FOV = 260 מ&quot;מ, שלב FoV = 100%, רזולוציה פרוסה = 69%, שלב שלב ופורסים חלקי פורייה = 6/8, TR = 3.15 ms, TE = 1.37 אלפיות שניים, פליפ זווית = 8 מעלות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כיסוי תיבת בחירת פרוסה משמשת לרכישת תמונות PD על Localizer מכסות את הגרעינים קורטיקליים בתלמוס, כמו גם סביב מבנים (איור 4). </li></ol> 3. פרמטרים מבניים ברזולוציה גבוהה <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צור פרוטוקול חדש לקבלת סריקות משוקללת PD ברזולוציה גבוהה. בחלון ההגדרה על המסך, לחץ על הכרטיסייה שגרתית, ולהזין את הפרמטרים הבאים בכיוון העטרה: זמן רכישה 179 שניות, מטריצת רכישה 512 × 512, 0.3 גודל voxel × 0.3 × 1 מ&quot;מ 3, TR = 3.25 שניות , TE = 32 אלפיות שני, זווית להעיף = 120 °, רכישת נתח משולבת, FoV לקרוא = 160 מ&quot;מ, FoV שלב = 100%, הדמיה מקבילה (גראפה) עםגורם האצת 2. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש ברצף הד ספין טורבו, עם אורך הד רכבת של 5. ההד הראשון ב 32 אלפיות השניים הוא ההד היעיל לרצף הזה. להפחית את רוחב הפס (BW) ל, 40 הרץ / פיקסל המינימום אפשרי, על מנת למקסם את יחס האות לרעש. כדי להפחית את משך סריקה, לבחור 18 פרוסות, כל 1 מ&quot;מ עבה, עם FOV = 160 מ&quot;מ. לוח זה מספק מספיק כיסוי של אזורים קורטיקליים של עניין. הערה: לזיהוי אמין של מבנים קורטיקליים, לרכוש 5 ריצות עם הפרמטרים לעיל. משך הסריקה הכולל הוא רק ~ 15 דק &#39;(איור 5). שומן רווי-לא הועסק. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בהדמיה של מוח שלאחר מוות, זיהוי אמין של מבנים קורטיקליים ניתן להבחין בסריקה אחת בלבד עם משך הזמן הכולל של רק ~ 3 דקות הבאות באותו פרוטוקול הסריקה כמו ב3.1 (איור 6). </li></ol> ניתוח 4. תמונה הערה: כדי לנתח את נתוני ה- MRI, להשתמש FMRIB זמין באופן חופשי שלספריית תוכנת חבילה (FSL) זמינה להורדה ב( <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> פתח חלון מסוף, ולהמיר את קבצי DICOM גלם מהסורק לכל PD נפח לפורמט ניפטי עם DICOM לממיר ניפטי. מספר שהם זמינים באופן חופשי להורדה (לדוגמא., <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">Https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> בשורת הפקודה, הקלד dcm2nii אחרי הספרייה של כל ריצת תמונה משוקללת PD. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בחלון מסוף לקבל את הפרמטרים של סריקת PD המקורית. הקלד fslinfo בשורת הפקודה ואחרי סריקת PD בפורמט ניפטי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צור ברזולוציה גבוהה תמונה ריקה יעד נפח שיש פעמיים את הרזולוציה וחצי גודל voxel ניתנו על ידי הפרמטרים מfslinfo מסריקת PD המקורית. סדר תשומות נתונים לפקודה זו הוא כדלקמן: fslcreatehd &lt;xsize&gt; &lt;ysize&gt; &lt;zגודל&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;סוג הנתונים&gt; &lt;headername&gt; הערה: לדוגמא, אם סריקת PD המקורית עם הפרמטרים הבאים כמתואר ב3.1 נאספות (כלומר, 512 × 512 מטריצה, 18 פרוסה, 0.3 גודל × 0.3 × 1 מ&quot;מ 3 voxel, TR = 3.25 ים), הקלד את השורה הבאה לתוך חלון הפקודה: 1024 1024 36 1 0.15 0.15 0.5 3.25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz fslcreatehd </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הגדר את השינוי באמצעות מטריצת זהות. הקלד בכל תכנית עורך טקסט קובץ טקסט שנשמר כ&#39;identity.mat &#39;שנראה כך: 0 0 0 1 0 0 0 0 1 0 0 1 </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש בפקודה לפלרטט להחיל את השינוי, upsampling כל משוקללת ריצת PD מקורית להכפיל את הרזולוציה הכוללת של 512 למטריצה ​​1024, ולקצץ בחצים את גודל voxel בכל ממד וכתוצאה מכך ברזולוציה של 0.15 × 0.15× 0.5 מ&quot;מ 3. בחלון מסוף לכל PD נפח, הקלד את הפקודה הבאה לפלרטט שינוי השמות המקוריים ותפוקה לטווח: לפלרטט -interp sinc -in originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat אאוט פרטי highresPD.nii.gz הערה: איפה originalPD.nii.gz היא מקור עוצמת הקול, blankhr.nii.gz היא הרזולוציה הפלט הרצויה, וhighresPD.nii.gz הוא שמו של פלט הנפח. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להעביר את כל התמונות ברזולוציה הגבוהה לתיקייה חדשה, ולנווט אליו בחלון מסוף. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לכל משתתף, לשרשר את כל תמונות PD upsampled לקובץ 4D יחיד באמצעות fslmerge. בחלון סוג מסוף: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz הערה: זה יוצר קובץ בשם 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תנועה לתקן את הקובץ בשרשור באמצעות mcflirt 10. כלי זה מאפשר לרישום אוטומטי חזק ליניארי (affine) תמונות מוח היתר ובין-מודאלי. בחרתיקון 4 שלבים, אשר מנצל אינטרפולציה sinc (פנימי) כמו לעבור אופטימיזציה נוספת לדיוק רב יותר. בחלון סוג מסוף: mcflirt -in concat_highresPD אאוט הפרטי mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots הערה: זה יוצר קובץ בשם 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לבסוף, ליצור 3D מתכוון fslmaths תמונה באמצעות. בחלון סוג מסוף: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz הערה: זה יוצר קובץ בשם 3D mean_highresPD.nii.gz שהוא באיכות גבוהה </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> דמיין את התמונה ברזולוציה גבוהה תוצאה הסופית 3D באמצעות פקודת fslview. בספרייה של איפה התמונה שלך היא, הקלד את הפקודה הבאה בחלון מסוף: fslview mean_highresPD.nii.gz. &quot; </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בדוק פרופילי עוצמת ROIs בשאלה. צור את ההחזר על ההשקעה באמצעות fslview (זה יכול להיות קו אנכי נמשך על פני אזור של LGN לדוגמא). בfslview לטעון את תמונת PD ברזולוציה הגבוהה. לחץ על כרטיסיית הכלים,לאחר מכן לחץ על כרטיסיית תמונה אחת כדי להגדיל את התמונה לציור ROIs. לאחר מכן, לחץ על הכרטיסייה הקובצת ולאחר מכן בכרטיסייה יצירת מסכה. צייר קו בהחזר על ההשקעה של עניין. שמור את ההחזר על ההשקעה על ידי לחיצה על קובץ, ולאחר מכן כשמורה. חזור על מסכות קו לאזורים מרובים בהחזר על ההשקעה עבור השוואות עוצמה וROIs אחרות בשאלה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש בפקודת 3dmaskdump של AFNI לנתח את עוצמת התמונה המתקבלת. בספרייה של איפה התמונות הן, השתמשו בפקודה הבאה בחלון מסוף כדי לחלץ את עוצמות תמונה ומיקום (ניתן כresult_mask.txt) של מסכת ROI שלך: 3dmaskdump -o result_mask.txt -noijk -xyz -mask ROI_linemask.nii.gz PDaverage_image.nii.gz </li></ol>

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

The authors have nothing to disclose.

מחקר זה מתאר פרוטוקול מותאם ברכישה וטכניקת ניתוח כדי להשיג תמונות משוקללים PD ברזולוציה גבוהה של אזורים קורטיקליים. מספר הפרמטרים סריקה נבדק ושונה עם המשמעותי ביותר הנוגעים לגודל מטריצה, גודל voxel, ורוחב פס כדי להגדיל את יחס האות לרעש ולהקטין את מספר הרכישות, שלב קריטי...

מטרתו של מחקר זה הייתה לבחון את גבולות הרזולוציה של MRI המבני בהעדר הרעש הפיזיולוגי. צפיפות תמונות משוקללת (PD) פרוטון נרכשו במוח שלאחר המוות במשך זמן רב (שני ~ 24 מפגשי שעות) כדי לקבוע את המספר המזערי של תמונות שהיו צריך להיות רשומים וממוצע כדי לפתור את המבנים קורטיקליים. לשם השוואה, תמונות משוקללים PD היו גם רכשו בחיים בני אדם על פני מספר המפגשים. בפרט, המטרה הייתה לבדוק אם זה יהיה אפשרי בתרחיש הטוב ביותר במקרה לפתור את כל שש שכבות בודדות של LGN האדם, שהם כ 1 מ&quot;מ עובי (איור 1). <img alt="איור 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> איור 1. שכבות רוחב האדם הברכיתיים גרעין. סכמטי של מבנה עלעלי של LGN. המגנוסלולריים שכבות (M) מורכבות מעצבית גדולותגודל תא וצפיפות תאים קטן יותר כי הם אחראים לפתרון קווי המתאר תנועה וכמובן (שכבות 1-2, מתואר כאפור כהה). שכבות הפרווסלולריים (P) מורכבות מגודל קטן יותר תאים עצביים וצפיפות תאים גדולה יותר, שאחראים לפתרון עדין צורה וצבע (שכבות 4-6, מתואר כאפור בהיר). בר סולם של 1 מ&quot;מ. איור המבוסס על 12 LGN האדם המוכתם. רזולוציה מרחבית בMRI משופר בעת גודל המטריצה ​​הוא גדל, וכאשר שדה-ראייה (FOV) ועובי פרוסה הם ירדו. עם זאת, רזולוציה מוגברת מקטינה את יחס האות לרעש (SNR), שהוא פרופורציונלי לvoxel הנפח. יחס האות לרעש הוא גם פרופורציונלית לשורש הריבועי של מספר המדידות. בבני אדם חיים, אם כי ניתן לרכוש מספר רב של תמונות על פני מספר פגישות הדמיה נפרדות, הרזולוציה האולטימטיבית היא מוגבלת על ידי רעש פיסיולוגי, כגון נשימה, פעימות דם ותנועת הראש. גָבוֹהַ-resolution (voxels 0.35 מ&quot;מ במטוס) PD סריקות משוקללים נרכשו. סריקות PD לשפר ניגוד אפור ולבן בתלמוס 1, ולגרום לתמונות שלמזער השפעות 2 T 1 ו- T. התמונה שלה תלויה בצפיפות של פרוטונים בצורה של מים ומולקולות גדולים כמו חלבונים ושומן בהדמית הנפח. המספרים מוגברים של פרוטונים בתוצאות רקמות באות בהירה בתמונה בשל המרכיב גבוה יותר של אורכי המגנטיזציה 2. סריקות משוקללות PD נאספו מכיוון שהם מספקים ניגודיות גבוהה יותר של מבנים קורטיקליים עם רקמה הסובבת. ניגודים אחרים, כגון T1- ותמונות T2 המשוקלל לגרום לקושי בהתוויית מבנים קורטיקליים כמו LGN בשל יחס ניגודיות לרעש קטן יותר, כפי שנקבע על ƒ 1,3. כמו כן, מחקרים קודמים מצאו כי תמונות משוקללות PD של פורמלין קבועים מוח פוסט-מורטם resulteד בהבדלי ניגודיות גבוהים יותר בין חומר אפור ולבן בהשוואה לT1- ותמונות T2 המשוקלל שעוצמות תמונת חומר אפורות והלבנות דומות 3,4. גורמי biophysical הבסיסיים יכולים להסביר הבדלים אלה. T1 (אורך) וT2 (רוחבי) פעמים הרפיה של פרוטוני מימן תלויות איך מהלכי מים בתוך הרקמה. Fixatives כגון עבודת פורמלין על ידי חלבוני קישור צולבים. ההבדלים בין ניידות מים מופחתים בין סוגים שונים של רקמות כאשר fixatives משמש. לעומת זאת רקמת T1 מופחת נצפה לאחר קיבוע, ואילו ההבדלים בצפיפות היחסית של פרוטונים בתוך רקמות מוח גדלו עם קיבעון, מתן ניגוד בידול טוב יותר 3, 4. מחקרים קודמים זיהו LGN בסריקות משוקלל PD באמצעות 1.5 T 5,6,7, ולאחר 3 T סורק 8,9. זה קריטי כדי לקבל סריקות אלה כדי להיות מסוגלים להתוות את היקף מדויקLGN. כדי לשמור על כיסוי מלא של הגרעינים קורטיקליים, 18 פרוסות משוקללות PD נתקבלו בתלמוס. כל כרך מחדש נדגמו לפעמיים מטריצת החלטת 1024, (גודל 0.15 מ&quot;מ במטוס voxel), בשרשור, תנועת תיקון וממוצע לייצר תמונת 3D ברזולוציה גבוהה של מבנים קורטיקליים. המספר האופטימלי של תמונות PD נדרשות למרשם הפרוסה הבא היה 5, צמצום זמן סריקה פחות מ 15 דקות בבני אדם חיים. רק 1 תמונת PD נדרשה לסמן בבירור אזורים קורטיקליים במוח שלאחר המוות, צמצום זמן סריקה פחות מ 3 דקות (איור 2 ו -3). דגימת מוח כל-קבוע פורמלין שלאחר המוות נסרקה מאישה שמתו מדום לב-ריאה בגיל 82 שנים. סקירה של רשומות רפואיות גילתה שיש לה: מחלת ריאות חסימתית כרוני, אנגינה, מעקף משולש ניתוח 8 שנים שקדמו למותו, סרטן הרחם שטופל בכריתת רחם7 שנים שקדמו למוות, היפרליפידמיה, גלאוקומה, וניתוח קטרקט. דגימת המוח שלאחר המוות הייתה טבילה-קבועה ב 10% ניטראלי שנאגרו פורמלין לפחות 3 שבועות על 4 מעלות המוח שלאחר המוות C.The נסרקה עם אותו פרוטוקול ההדמיה, כמו גם עם פרמטרים אחרים במהלך שעות רבות להשוואות איכות תמונה . רק הפרמטרים האופטימליים יתוארו לפרוטוקול.

<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

המוקד של מחקר זה היה לבחון את גבולות הרזולוציה של MRI המבני של מוח שלאחר המוות בהשוואה לחיים מוח אנושי. הרזולוציה של MRI המבני in vivo מוגבל סופו של דבר על ידי רעש פיסיולוגי, כוללים פעימה, נשימה ותנועת הראש. למרות חומרת ההדמיה ממשיכה להשתפר, זה עדיין קשה כדי לפתור מבנים בקנה מידת המילימטר. לדוגמא, סינפסה הראייה העיקרית מסלולים חושיים בגרעין הברך הצדי (LGN), ממסר חזותי וגרעין שליטה בתלמוס, כי בדרך כלל מאורגן בשש שכבות המשקפת רציף. מחקרי הדמייה לא הצליחו להבחין באופן מהימן שכבות אלה בשל גודלם הקטן, כי הם פחות מ 1 מ&quot;מ עובי. מגבלת הפתרון של MRI המבני, במוח שלאחר המוות נבדקה מספר רב של תמונות באמצעות ממוצע במשך זמן רב (~ 24 שעות). המטרה הייתה לבדוק אם ניתן היה לפתור את l הבודדאיירס של LGN בהעדר הרעש פיסיולוגי. צפיפות פרוטון (PD) 1 רצף דופק משוקלל שימשה עם משתנה רזולוציה ופרמטרים נוספים כדי לקבוע את המספר המזערי של תמונות צורך להיות רשומות בממוצע להבחין LGN ואזורים קורטיקליים אחרים באופן מהימן. התוצאות גם הושוו לתמונות שנרכשו בחיים מוח אנושי. בvivo נושאים נסרקו על מנת לקבוע את ההשפעות נוספות של רעש פיסיולוגי במספר המינימאלי של סריקות PD צריכים להבדיל מבנים קורטיקליים, שימושיים ביישומים קליניים.

ברגע שתת-הקליפה&quot; נקבע בתלמוס, תמונות משוקללים PD נאספות בתוך תיבת בחירת פרוסה (איור 4). יחס האות לרעש משופר על ידי הגדלת מספר הממוצעים בשתי הנתיחה שלאחר המוות ובסריקות vivo. כדי לקבוע את איכות תמונה, יחס האות לרעש מממוצעי סריקה שונים הושוותה על ידי חלוקת ה?...

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

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

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

הדמיית תהודה מגנטית מבנית ברזולוציה גבוהה של תת-הקליפה&quot; האדם<I&gt; In vivo</I&gt; ולאחר המוות

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

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

Research

JoVE Journal

Neuroscience

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

15.3K Views.  York University. Here we present a protocol to determine the minimum number images that needed to be registered and averaged to resolve subcortical structures and test whether the individual layers of the LGN could be resolved in the absence of physiological noise. 

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

Multiple-mouse Neuroanatomical Magnetic Resonance Imaging

The field of mouse phenotyping with magnetic resonance imaging (MRI) is rapidly growing, motivated by the need for improved tools for characterizing and evaluating mouse models of human disease. MRI is an excellent modality for investigating genetically altered animals. It is capable of whole brain coverage, can be used in vivo, and provides multiple contrast mechanisms for investigating different aspects of neuranatomy and physiology. The advent of high-field scanners along with the ability to scan multiple mice simultaneously allows for rapid phenotyping of novel mutations.
Effective mouse MRI studies require attention to many aspects of experiment design. In this article, we will describe general methods to acquire quality images for mouse phenotyping using a system that images mice concurrently in shielded transmit/receive radio frequency (RF) coils in a common magnet (Bock et al., 2003). We focus particularly on anatomical phenotyping, an important and accessible application that has shown a high potential for impact in many mouse models at our imaging centre. Before we can provide the detailed steps to acquire such images, there are important practical considerations for both in vivo brain imaging (Dazai et al., 2004) and ex vivo brain imaging (Spring et al., 2007) that should be noted. These are discussed below.

Magnetic resonance imaging (MRI) has become an increasingly popular tool for examining the phenotype of genetically altered mice. This article illustrates the methods necessary to achieve high-throughput phenotyping of genetically altered mice using multiple-mouse MRI.

מרובה עכבר Neuroanatomical תהודה מגנטית

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

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

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

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

גישה מהירה הדמיה ברזולוציה גבוהה הקרינה חצי עבה פרוסות המוח

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.

ברזולוציה גבוהה תהודה מגנטית פונקציונלית שיטות המוח התיכון האדם

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.

ברזולוציה גבוהה הדמיה חיה של התנהגות התא ב Neuroepithelium פיתוח

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.

השימוש בספקטרוסקופיה בתהודה מגנטית ככלי למדידה של השפעות דו חצי מוח Transcranial חשמלי גירוי על יסודי Motor Cortex מטבוליזם

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).

ניתוח metabolomic של מוח חולדה על ידי ספקטרוסקופיה בתהודה מגנטית הגרעינית ברזולוציה גבוהה של תמציות רקמות

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.

ברזולוציה גבוהה<em&gt; In vivo</em&gt; פרוטוקול פילוח ידני לאדם בהיפוקמפוס תת תחומים באמצעות הדמיה בתהודה מגנטית 3T

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

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

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

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

עבור קו תחילת זמן להערכת ב קבע קליפתית פרוטוקול הדמיית תהודה מגנטית

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.

דיפוזיה זנסור הדמיה מגנטית באמצעות דחיסת חוט השדרה כרונית

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.

רכישת נתוני הדמיית תהודה מגנטית תפקודית של מצב מנוחה בחולדה

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