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. partecipante e postmortem cervello Set-Up NOTA: Tutte le immagini sono state acquisite utilizzando una T MRI scanner 3 con una bobina testa 32 canali e tutti scansione MRI è stata eseguita a temperatura ambiente, circa 20 ° C. Tutti i partecipanti erano di mano destra e hanno firmato un consenso informato. Ogni partecipante era in buona salute senza storia di disturbi neurologici. Il protocollo sperimentale è stato approvato e segue le linee guida di partecipanti York University umani Review Committee. <ol><li> Chiedi ogni partecipante di compilare e firmare un modulo di consenso del paziente che descrive le linee guida di sicurezza MRI e il protocollo di neuro-imaging. </li><li> Per ogni partecipante, posizionare tappi per le orecchie in ciascun orecchio e garantire la loro testa con pastiglie per ridurre al minimo il movimento della testa. </li><li> Per post mortem di imaging cerebrale, assicurarsi che il cervello è fissato prima di neuroimaging e è contenuto all&#39;interno di un sacchetto o contenitore che si inserisce all&#39;interno della testa-coil MRI. Posizionare il cervello post-mortem in testa-bobina con il suo asse z (superiore a inferior) allineato con il foro dello scanner. Il tronco encefalico (posteriore) deve essere rivolto verso i piedi del letto dello scanner. </li><li> Mettere le mani cuscino vuoto intorno al cervello post mortem per ulteriore supporto. </li></ol> 2. Localizzazione e prescrizione subcortex NOTA: Il talamo è una struttura a doppia lobate situato vicino al centro del cervello situata tra il mesencefalo e la corteccia cerebrale. Situato all&#39;interno del talamo dorsale, LGN umano è una piccola struttura sottocorticale che si estende un massimo di ~ 10 mm. <ol><li> Per registrare un nuovo partecipante, aprire il software di imaging MRI e fare clic sulla scheda del paziente in alto a sinistra. Quindi fare clic su Registrati. </li><li> Compilare le informazioni del paziente appropriato e quindi fare clic sulla scheda esame. </li><li> Per ottenere una scansione localizzatore, fare clic sulla scheda esame Explorer per creare un nuovo protocollo. Osservare la finestra di set-up sullo schermo, fare clic sulla scheda di routine, e inserire i seguenti parametri: acquisizionetempo 28 sec, matrice di acquisizione di 160 × 160, 1 fetta, spessore di 1,6 mm le dimensioni voxel isotropico, FOV = 260 mm, fase FoV = 100%, risoluzione fetta = 69%, di fase e affettare fase parziale di Fourier = 6/8, TR = 3.15 ms, TE = 1.37 msec, Flip Angle = 8 °. </li><li> Sovrapporre la casella di selezione della fetta utilizzata per acquisire le immagini PD sul localizzatore che coprono i nuclei subcorticali all&#39;interno del talamo così come le strutture circostanti (Figura 4). </li></ol> 3. ad alta risoluzione dei parametri strutturali <ol><li> Creare un nuovo protocollo per ottenere scansioni PD ponderata ad alta risoluzione. Nella finestra di set-up sullo schermo, fare clic sulla scheda di routine, e immettere i seguenti parametri nel orientamento coronale: tempo di acquisizione 179 sec, matrice di acquisizione di 512 × 512, 0,3 × 0,3 × 1 mm 3 dimensioni voxel, TR = 3.25 sec , TE = 32 msec, flip angle = 120 °, acquisizione fetta intercalata, FoV leggere = 160 mm, FoV fase = 100%, imaging parallelo (grappa) conun fattore di accelerazione di 2. <ol><li> Utilizzare un Turbo Spin Echo sequenza, con una lunghezza Eco Treno di 5. Il primo eco a 32 msec è l&#39;eco efficace per questa sequenza. Ridurre la larghezza di banda (BW) al minimo possibile, 40 Hz / pixel, per massimizzare il SNR. Per ridurre la durata della scansione, scegliere 18 fette, ogni 1 mm di spessore, con un FOV = 160 mm. Questa lastra fornisce una copertura sufficiente delle regioni subcorticali di interesse. NOTA: Per l&#39;identificazione affidabile di strutture sottocorticali, acquisire 5 piste con i parametri di cui sopra. La durata della scansione totale è soltanto ~ 15 min (Figura 5). Fat-saturazione non è stato impiegato. </li></ol></li><li> In post-mortem di imaging cerebrale, identificazione certa delle strutture sottocorticali può essere osservato in una sola scansione con la durata totale di soli ~ 3 min seguendo lo stesso protocollo di scansione come in 3.1 (Figura 6). </li></ol> Analisi 4. Immagine NOTA: Per analizzare i dati MRI, utilizzare il FMRIB liberamente disponibili diSoftware Library (FSL) pacchetto disponibile per il download all&#39;indirizzo <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">(https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol><li> Aprire una finestra di terminale, e convertire i file DICOM prime dallo scanner per ogni volume PD in un formato NIfTI con DICOM al convertitore NIfTI. Un certo numero dei quali sono liberamente disponibili per il download (ad es. <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">Https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> Nella riga di comando, digitare dcm2nii seguito dalla directory di ogni corsa PD immagine ponderato. </li><li> In una finestra terminale ottenere i parametri della scansione PD originale. Digitare fslinfo nella riga di comando, seguito dalla scansione PD in formato NIfTI. </li><li> Creare un alta risoluzione di immagine vuota volume bersaglio che ha due volte la risoluzione e la metà delle dimensioni voxel dato dai parametri dal fslinfo dalla scansione PD originale. L&#39;ordine di input dei dati per questo comando sono i seguenti: fslcreatehd &lt;xsize&gt; &lt;YSize&gt; &lt;zdimensioni&gt; &lt;tsize&gt; &lt;xvoxsize&gt; &lt;yvoxsize&gt; &lt;zvoxsize&gt; &lt;tr&gt; &lt;xorigin&gt; &lt;yorigin&gt; &lt;zorigin&gt; &lt;tipo di dato&gt; &lt;HeaderName&gt; NOTA: Per esempio, se la scansione PD originale con i seguenti parametri come descritto al punto 3.1 sono raccolti (vale a dire, 512 × 512 a matrice, 18 fetta, 0,3 × 0,3 × 1 mm 3 dimensioni voxel, TR = 3,25 s), digitare il seguente nella finestra di comando: fslcreatehd 1024 1024 36 1 0.15 0.15 3.25 0.5 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li> Definire la trasformazione utilizzando una matrice di identità. Digitare in qualsiasi editor di testo un file di testo salvato come &#39;identity.mat&#39; che assomiglia a questo: 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li> Utilizzare il comando flirtare per applicare la trasformazione, si aumenta la frequenza ogni esecuzione ponderata PD originale di raddoppiare la risoluzione totale da una 512 ad una matrice 1024 e dimezzare le dimensioni voxel in ogni dimensione con conseguente risoluzione di 0,15 × 0,15× 0,5 millimetri 3. In una finestra di terminale per ogni volume PD, digitare il comando seguente flirtare cambiando i nomi originali e di uscita per corsa: flirtare -interp sinc -in originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat -out highresPD.nii.gz NOTA: Dove originalPD.nii.gz è il volume della sorgente, blankhr.nii.gz è la risoluzione di uscita desiderata, e highresPD.nii.gz è il nome del volume di uscita. </li><li> Spostare tutte le immagini ad alta risoluzione in una nuova cartella, e creare una rotta in una finestra di terminale. </li><li> Per ogni partecipante, concatenare tutte le immagini PD sovracampionati in un unico file 4D utilizzando fslmerge. In un tipo di finestra di terminale: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz NOTA: Questo crea un file chiamato 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Movimento correggere il file concatenato utilizzando mcflirt 10. Questo strumento consente una registrazione robusta automatizzato per lineare (affine) immagini del cervello inter e intermodali. Seleziona unCorrezione 4 stadi, che utilizza l&#39;interpolazione sinc (internamente) come un ulteriore passaggio di ottimizzazione per una maggiore precisione. In un tipo di finestra di terminale: mcflirt -in concat_highresPD -out mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots NOTA: Questo crea un file chiamato 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Infine, creare il 3D significa immagine utilizzando fslmaths. In un tipo di finestra di terminale: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz NOTA: Questo crea un file 3D chiamato mean_highresPD.nii.gz che è di alta qualità </li><li> Visualizzare il risultato finale immagine 3D ad alta risoluzione con il comando fslview. Nella directory di cui l&#39;immagine è, digitare quanto segue in una finestra terminale: fslview mean_highresPD.nii.gz &quot;. </li><li> Ispezionare profili di intensità di ROI in questione. Creare un ROI utilizzando fslview (questo può essere una linea verticale tracciata attraverso una regione del LGN per esempio). In fslview caricare l&#39;immagine PD ad alta risoluzione. Fare clic sulla scheda Strumenti,quindi fare clic sulla scheda singola immagine per ingrandire l&#39;immagine per disegnare ROI. Quindi, fare clic sulla scheda File seguita dalla scheda Crea maschera. Tracciare una linea nella ROI di interesse. Salvare il ROI facendo clic su File, quindi Salva con nome. Ripetere le maschere di linea per più aree all&#39;interno del ROI per i confronti di intensità e di altri ROI in questione. </li><li> Utilizzare il comando di 3dmaskdump AFNI analizzare l&#39;intensità dell&#39;immagine risultante. Nella directory di dove le immagini sono, usa il seguente comando in una finestra di terminale per estrarre le intensità di immagine e la posizione (dato come result_mask.txt) della maschera ROI: 3dmaskdump -o result_mask.txt -noijk -xyz -mask ROI_linemask.nii.gz PDaverage_image.nii.gz </li></ol>

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

The authors have nothing to disclose.

Questo studio descrive un protocollo ottimizzato in acquisizione e tecnica di analisi per ottenere alta risoluzione PD pesate di regioni sottocorticali. Un certo numero di parametri di scansione sono stati testati e modificato con i più significativi relativi alla dimensione della matrice, dimensioni voxel, e larghezza di banda per aumentare il SNR e diminuire il numero di acquisizioni, un passaggio fondamentale poter determinare strutture sottocorticali ad alta risoluzione. In concomitanza con l&#39;individuazione dei...

Lo scopo di questa ricerca era di testare i limiti di risoluzione di MRI strutturale in assenza di rumore fisiologico. Proton densità (PD) immagini pesate sono state acquisite in un cervello post-mortem su una lunga durata (due ~ 24 sessioni hr) per determinare il numero minimo di immagini che dovevano essere registrati e una media di risolvere le strutture sottocorticali. Per confronto, PD immagini pesate sono stati acquisiti negli esseri umani che vivono su un numero di sessioni. In particolare, l&#39;obiettivo è stato quello di verificare se sia possibile in un migliore dei casi per risolvere tutti i sei strati individuali del LGN umana, che sono circa 1 mm di spessore (Figura 1). <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> Figura 1. strati umano corpo genicolato laterale. Schematica della struttura laminare del LGN. Magnocellulari (M) strati sono costituiti da grandi neuronaledimensione della cella e densità cellulare più piccolo che sono responsabili per la risoluzione linee di movimento e del corso (layer 1-2, raffigurato in grigio scuro). Strati parvocellular (P) sono costituiti da dimensioni più piccole delle cellule neuronali e più grande densità cellulare che sono responsabili per la risoluzione fine-forma e colore (strati 4-6, raffigurato come grigio chiaro). Barra di scala 1 mm. Figura sulla base macchiato LGN umano 12. La risoluzione spaziale di MRI è migliorata quando la dimensione della matrice è aumentata, e quando il campo-visivo (FOV) e spessore fetta sono diminuiti. Tuttavia, maggiore risoluzione diminuisce il rapporto segnale-rumore (SNR), che è proporzionale al volume voxel. SNR è anche proporzionale alla radice quadrata del numero di misurazioni. Negli esseri umani viventi, anche se più immagini possono essere acquisite nel corso di un numero di sessioni di imaging separati, la risoluzione massima è limitata dal rumore fisiologico, come la respirazione, pulsazioni circolatorio e movimento della testa. Alto-Risoluzione (0,35 mm nel piano voxel) PD scansioni ponderati sono stati acquisiti. Scansioni PD migliorare grigio e bianco contrasto nel talamo 1, e producono immagini che minimizzano T 1 e T 2 effetti. La sua immagine dipende dalla densità di protoni in forma di acqua e macromolecole come proteine ​​e grassi nel volume di imaging. L&#39;aumento del numero di protoni in un risultato di tessuto in un segnale luminoso sopra l&#39;immagine a causa della componente superiore longitudinale della magnetizzazione 2. Scansioni PD ponderata sono stati raccolti in quanto forniscono un contrasto più elevato di strutture sottocorticali con il tessuto circostante. Altri contrasti, come T1 e immagini T2 provocano difficoltà nel delineare strutture sottocorticali come il LGN a causa di rapporti più piccoli contrasto-rumore, come determinato ƒ 1,3. Allo stesso modo, studi precedenti hanno trovato che le immagini PD ponderata di formalina fisso cervelli post mortem resulted a differenze di contrasto più elevati tra materia grigia e bianca rispetto al T1 e immagini T2 che avevano simili grigio e bianco intensità dell&#39;immagine materia 3,4. Le determinanti biofisiche sottostanti possono spiegare queste differenze. T1 (longitudinale) e T2 (trasversale) tempi di rilassamento dei protoni di idrogeno dipenderà da come l&#39;acqua si muove all&#39;interno del tessuto. Fissativi come il lavoro formalina da proteine ​​cross-linking. Le differenze tra la mobilità dell&#39;acqua sono ridotti tra i vari tipi di tessuto quando si usano fissativi. Contrasto dei tessuti T1 ridotto è stata osservata dopo la fissazione, mentre le differenze nella densità relativa di protoni all&#39;interno tessuti cerebrali aumentati con la fissazione, fornendo una migliore differenziazione di contrasto 3, 4. Precedenti studi hanno identificato il LGN in scansioni PD ponderato utilizzando un T 5,6,7 1.5, e alle 3 T scanner 8,9. È fondamentale per ottenere queste scansioni per poter delineare esattamente la portataLGN. Per mantenere la piena copertura dei nuclei sottocorticali, 18 fette PD ponderate sono state ottenute nel talamo. Ogni volume è stato ri-campionato a due volte la matrice 1024, (0,15 mm-aereo di dimensioni voxel), concatenati, movimento corretto e una media per produrre una alta risoluzione di immagini 3D delle strutture sottocorticali. Il numero ottimale di immagini PD richiesti per la seguente ricetta fetta era 5, riducendo il tempo di scansione a meno di 15 min in esseri umani viventi. Solo 1 immagine PD è stato richiesto di delimitare chiaramente le regioni subcorticali del cervello post-mortem, riducendo i tempi di scansione a meno di 3 minuti (Figura 2 e 3). Un intero post mortem campione cervello fissati in formalina è stato scansionato da una donna che era morta di arresto cardiopolmonare all&#39;età di 82 anni. Rassegna di documentazione medica ha rivelato che aveva: cronica malattia polmonare ostruttiva, chirurgia angina, triplo bypass 8 anni prima della morte, il cancro uterino trattati con isterectomia7 anni prima della morte, iperlipidemia, glaucoma, e la chirurgia della cataratta. Il campione è stato postmortem cervello immersione fissato in 10% formalina tamponata neutra per almeno 3 settimane a 4 ° C. Il cervello postmortem stato scansionato con lo stesso protocollo di imaging e con altri parametri nel corso di molte ore per il confronto di qualità dell&#39;immagine . Verranno descritti i parametri ottimizzati per il protocollo.

<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

Il focus di questo studio è stato quello di testare i limiti di risoluzione della risonanza magnetica strutturale di un cervello post-mortem rispetto a vivere il cervello umano. La risoluzione della risonanza magnetica strutturale in vivo è in ultima analisi limitato dal rumore fisiologico, tra cui la pulsazione, la respirazione e il movimento della testa. Sebbene hardware di imaging continua a migliorare, è ancora difficile da risolvere strutture sulla scala millimetrica. Ad esempio, il primario visiva vie sensoriali sinapsi al corpo genicolato laterale (LGN), un relè di controllo visivo e nucleo nel talamo che normalmente è organizzato in sei strati monoculare interfogliati. Studi di neuroimaging non sono stati in grado di distinguere in modo affidabile questi strati a causa delle loro piccole dimensioni che sono di spessore inferiore a 1 mm. Il limite di risoluzione di risonanza magnetica strutturale, in un cervello post-mortem è stata testata utilizzando più immagini mediate su una lunga durata (~ 24 ore). Lo scopo era quello di verificare se era possibile risolvere l&#39;individuo layers del LGN in assenza di rumore fisiologico. Una densità protonica (PD) 1 sequenza di impulsi ponderato è stato utilizzato con diversi risoluzione e altri parametri per determinare il numero minimo di immagini necessarie per essere registrati e una media di distinguere in modo affidabile l&#39;LGN e altre regioni sottocorticali. I risultati sono stati confrontati con le immagini acquisite nel vivere cervello umano. In vivo soggetti sono stati sottoposti a scansione per determinare gli effetti aggiuntivi di rumore fisiologica del numero minimo di scansioni PD necessari per differenziare strutture sottocorticali, utili in applicazioni cliniche.

Una volta che il subcortex è prescritto all&#39;interno del talamo, PD immagini pesate sono raccolte all&#39;interno del riquadro di selezione della fetta (Figura 4). Il SNR migliorata aumentando il numero delle medie sia postmortem e scansioni in vivo. Per determinare la qualità dell&#39;immagine, il SNR da diverse medie scansione è stato confrontato dividendo il segnale della regione del cervello medio per la deviazione standard in qualche zona fuori del cervello. Il SNR è stato calcolato...

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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.

Ad alta risoluzione strutturale Risonanza Magnetica del subcortex Umana<I&gt; In Vivo</I&gt; E 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 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. 

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Multiple-mouse Neuroanatomical Magnetic Resonance Imaging

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

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

Multiple-topo Imaging neuroanatomici Risonanza Magnetica

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

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Neuroscienze

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

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

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

Un metodo rapido per High-Resolution Imaging di fluorescenza in semi-spessa fettine di cervello

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.

Ad alta risoluzione magnetica funzionale per immagini Metodi risonanza per mesencefalo umano

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.

Imaging ad alta risoluzione dal vivo del comportamento delle cellule in via di sviluppo neuroepitelio

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

The Use of Magnetic Resonance Spectroscopy as a Tool for the Measurement of Bi-hemispheric Transcranial Electric Stimulation Effects on Primary Motor Cortex Metabolism

Transcranial direct current stimulation (tDCS) is a neuromodulation technique that has been increasingly used over the past decade in the treatment of neurological and psychiatric disorders such as stroke and depression. Yet, the mechanisms underlying its ability to modulate brain excitability to improve clinical symptoms remains poorly understood 33. To help improve this understanding, proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) can be used as it allows the in vivo quantification of brain metabolites such as &#947;-aminobutyric acid (GABA) and glutamate in a region-specific manner 41. In fact, a recent study demonstrated that 1H-MRS is indeed a powerful means to better understand the effects of tDCS on neurotransmitter concentration 34. This article aims to describe the complete protocol for combining tDCS (NeuroConn MR compatible stimulator) with 1H-MRS at 3 T using a MEGA-PRESS sequence. We will describe the impact of a protocol that has shown great promise for the treatment of motor dysfunctions after stroke, which consists of bilateral stimulation of primary motor cortices 27,30,31. Methodological factors to consider and possible modifications to the protocol are also discussed.

This article aims to describe a basic protocol for combining transcranial direct current stimulation (tDCS) with proton magnetic resonance spectroscopy (1H-MRS) measurements to investigate the effects of bilateral stimulation on primary motor cortex metabolism.

L&#39;uso di Spettroscopia di Risonanza Magnetica come uno strumento per la misura della Bi-emisferici transcraniali elettrici effetti di stimolazione sul motore principale Cortex Metabolismo

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

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

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

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

Analisi Metabolomica di cervello di ratto da Alta Risoluzione Spettroscopia di Risonanza Magnetica Nucleare di estratti di tessuto

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

High-resolution In Vivo Manual Segmentation Protocol for Human Hippocampal Subfields Using 3T Magnetic Resonance Imaging

The human hippocampus has been broadly studied in the context of memory and normal brain function and its role in different neuropsychiatric disorders has been heavily studied. While many imaging studies treat the hippocampus as a single unitary neuroanatomical structure, it is, in fact, composed of several subfields that have a complex three-dimensional geometry. As such, it is known that these subfields perform specialized functions and are differentially affected through the course of different disease states. Magnetic resonance (MR) imaging can be used as a powerful tool to interrogate the morphology of the hippocampus and its subfields. Many groups use advanced imaging software and hardware (&#62;3T) to image the subfields; however this type of technology may not be readily available in most research and clinical imaging centers. To address this need, this manuscript provides a detailed step-by-step protocol for segmenting the full anterior-posterior length of the hippocampus and its subfields: cornu ammonis (CA) 1, CA2/CA3, CA4/dentate gyrus (DG), strata radiatum/lacunosum/moleculare (SR/SL/SM), and subiculum. This protocol has been applied to five subjects (3F, 2M; age 29-57, avg. 37). Protocol reliability is assessed by resegmenting either the right or left hippocampus of each subject and computing the overlap using the Dice&#39;s kappa metric. Mean Dice&#39;s kappa (range) across the five subjects are: whole hippocampus, 0.91 (0.90-0.92); CA1, 0.78 (0.77-0.79); CA2/CA3, 0.64 (0.56-0.73); CA4/dentate gyrus, 0.83 (0.81-0.85); strata radiatum/lacunosum/moleculare, 0.71 (0.68-0.73); and subiculum 0.75 (0.72-0.78). The segmentation protocol presented here provides other laboratories with a reliable method to study the hippocampus and hippocampal subfields in vivo using commonly available MR tools.

High-resolution In Vivo Manual Segmentation Protocol for Human Hippocampal Subfields Using 3T Magnetic Resonance Imaging

The goal of this manuscript is to study the hippocampus and hippocampal subfields using MRI. The manuscript describes a protocol for segmenting the hippocampus and five hippocampal substructures: cornu ammonis (CA) 1, CA2/CA3, CA4/dentate gyrus, strata radiatum/lacunosum/moleculare, and subiculum.

Alta risoluzione<em&gt; In Vivo</em&gt; Manuale Protocollo Segmentazione for Human ippocampale Sottocampi Utilizzando 3T Risonanza Magnetica

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 protocollo di risonanza magnetica per la stima del tempo di corsa inizio nell'Ischemia cerebrale 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.

Imaging a risonanza magnetica con Tensor di diffusione nella compressione del midollo spinale cronico

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.

Acquisizione dei dati di risonanza magnetica funzionale a riposo nel ratto

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