作者は彼らの貴重なアドバイスと実りの議論のためにペドロA.バルデスヘルナンデス、フランソワTadel、とロイド·スミスに感謝したいと思います。また、校正のためのラファエル·トーレスに感謝します。

倫理文：全ての実験は、フロリダ国際大学（IACUC 13から004）で施設内動物管理使用委員会（IACUC）によって確立されたポリシーに従って実施されています。 1.脳波レコーディング<ol><li> EEGミニキャップの調製<ol><li>脳波ミニキャップ0.2％塩化蒸留水で少なくとも12時間の電極チップを浸し。蒸留水に静かにEEGミニキャップをすすぎます。キャップと空気中の電極を乾燥させます。 </li><li> 2の体積比率で0.9％NaCl溶液と混合脳波電極ペースト：1.は、電極の内側と皮膚に電極ペーストを視覚化するのに役立ちますメチレンブルーの低下を、追加します。シリンジ内の混合ペーストしてください。シリンジ内に気泡がないことを確認してください。気泡を導入することなく、それらを充填、電極32のそれぞれにゲルを注入します。これは、下部ではなく上部から注入することをお勧めします。これは、より良いACCEを提供します各電極へのSSと波及ゲルの可能性を低減します。 </li><li> EEGおよび生理学的記録システムの電源を入れ、使用中のコンピュータに対応する記録ソフトウェアを開きます。 </li></ol></li><li>動物の準備と麻酔 注：慢性てんかんは、ウィスターラットにFCD 8のプロトコルを使用して作成されました。脳波記録は（ - 400グラム8週齢、300）は、成体ウィスターラットで行いました。 <ol><li>実験シートにラットの体重を記録します。鎮静剤の投与量（dexdomitor 0.25ミリグラム/キログラム）を計算するためにこの情報を使用してください。 5％イソフルランと酸素100％（14.7 psiで1 L /分）でラットに麻酔を誘導します。 </li><li>後の2％にイソフルランを減少させ、脳波ミニキャップの全体の設定の間にそれを維持するため、ラットの頭をトリミング。ラットの反射が（つま先ピンチ）は存在しないか確認してください。耳のバーを使用して、外耳道を固定することで定位固定装置に加熱パッドの上にラットを置きます。麻酔ノーズコーンが安全であることを確認します。 </li><li> APそれぞれの目に潤滑油眼軟膏をプライ。 </li><li>カミソリを使用して、ラットの頭と耳に余分な毛を剃ります。シェービング中に出血を避けます。 注：皮膚に残った毛は、EEG記録のノイズを生成します。血管を刺激し、皮膚を脱脂するために90％のイソプロピルアルコールでラットの皮膚をこします。 </li><li>頭皮に生理食塩水の綿棒を置き、EEGミニキャップが配置される準備ができるまでは、良好な皮膚コンダクタンスを維持するためにそれを完全にカバーしています。 </li><li>温度、呼吸、および3本のリード心電図プローブを接続します。温度を直腸プローブによって測定されることに注意してください。連続記録手順の間に、ラットの生理機能を監視します。毎分60回の呼吸、および心拍数は約350である - - 通常の温度は37℃であることを確認し、呼吸範囲は30で、毎分450拍。 </li></ol></li><li>記録手順<ol><li>ラットの頭皮に生理食塩水の綿棒を取り出して、準備された脳波ミニCを配置その皮膚上にp。ゴムバンド付きミニキャップを修正しました。通常、目の前で、頭皮の前面に1ゴムバンドを配置し、耳と首の間、頭皮の奥に別のバンド。正常な呼吸を容易にするために、首の下にプラスチック製のプロテクターを使用してください。 </li><li>グランドおよび基準電極の両方に高いコンダクタンス電極ペーストの層を置きます。それぞれの耳の上に置きます。 注：基準電極は、おそらく他の位置に配置することができます。 </li><li>アンプに脳波ミニキャップを接続し、電極インピーダンスのためのワークベンチのプレビューを確認します。全ての電極の性能を確認してください。 30kΩの - 高品質の記録のために、インピーダンス値が5の範囲であることを確認してください。ノイズの多い電極がある場合は、電極の上からより多くのゲルを注入優しく頭皮に向けて足場の内側にそれらを動かすか、いずれかの方法で頭皮との良好な接触を提供します。 </li><li> dexdomitorの管理（0.25ミリグラム/ kg）をintraperitoneally、すぐに0％にイソフルラン率を低下させます。呼吸速度は30内にない場合 - 分範囲あたり60呼吸、穏やかイソフルラン速度を増加させる開始。 1％のイソフルランの値を超えないようにしてください。イソフルランとdexdomitorの混合物は、危険な状態に動物を促す可能性があるため、慎重にこの手順を監視します。 注：dexdomitorにはないのに対し、焦点てんかんの前臨床モデルでは、イソフルランは、IED事件に影響を与えます。イソフルラン下の被験者は、すなわち、比較的少ないのIEDは、他の条件7,14に比べて検出することができ、より弱いてんかん性を有しています。 dexdomitor用量は、約2時間のために有効です。したがって、その効果のために時間を節約するために、調製物は、イソフルラン下で行いました。 </li><li> EEG記録を行っています。 EEGミニキャップが削除される前に記録した後、それらの内側にカラーペンを挿入することにより、皮膚の上にEEGミニキャップの3突き出円の位置をマークします。 MRI共同のための目印にしてください-registration。ランドマークでラットの頭部を撮影。バックケージの中にラットを置き、dexdomitorの影響から完全に回復するまで、それを監視します。 注記：この実験では、赤色（緑色の反対色）が電極位置（緑）と区別するために使用しました。しかし、小出血斑が皮膚に認められた場合、他の色（紫/緑）を使用することをお勧めします。 </li></ol></li></ol><img alt="図1" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig1.jpg" /> 図1.特定のラット上に配置された脳波ミニキャップの絵。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig1highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> 2.脳ソースイメージング<ol><li> IED分類 注：IEDの検出と分類は、に基づいて、MATLABでの自己開発のコードを使用して実行されます以前の研究15。このソフトウェアは、リクエストにより利用できるようになります。 <ol><li>視覚脳波トレーサーを検査することにより、ノイズの多いチャンネルを破棄します。テンプレートとの相関分析に基づいて周期的波形の減算のための自動的な方法を用いてEKGの成果物を削除します。 注：通常、脳波を記録した実験者は、インピーダンス値に基づいて、観察された不良チャンネル情報について書かれた実験シートを共有します。 EKGアーチファクトを除去するためのソフトウェアが要求によっても利用できるようになります。 <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig2.jpg" /> 図2のIEDの種類を示す脳波のトレースの例。赤いボックスはのIEDの1種類を示します。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig2highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li> 150Hzのノッチ - 3のカットオフ周波数を有するバンドパスフィルタを適用しますライン周波数（一般的には60ヘルツと一部の国では50 Hz）でコンポーネントをオフラインを削除するには、フィルタ処理します。 </li><li>のIED（スパイク、鋭い波）の2種類を検出します。 70ミリ秒と70 - - それぞれ持続時間が200ミリ秒のスパイクとシャープな波は20の大電気的事象を構成しています。したがって、それぞれのバンドパスフィルタ（15のカットオフ周波数-スパイク50 Hzから5 -シャープ波15 Hz）を適用した後、のIEDは、振幅が15をしきい値に基づいて検出されます。 注：マルチユニット活動15の以前の研究で示唆されているようにしきい値を自動的に4σに設定されています。 {|フィルタリングされた信号| / 0.6745}ここで、σは、σ=中央値 、バンドパス·フィルタ処理された信号の推定標準偏差です。 </li><li>異なるクラスタにスパイクと、鋭い波をサブ分類します。別のスパイクと、鋭い波の顕著な特徴は、15ウェーブレット変換用いて抽出されます。これらは、サブ分類されるk平均を使用して複数のクラスターに、最適なクラスタ数kは、シルエットを使用して決定されます。 </li><li>同じクラスタ内のサブ分類の信号を平均化します。各IEDサブタイプに対する平均EEG信号は、脳源解析のために使用されます。 </li></ol></li><li>容積導体モデル 注：以下のセクションでは、オープンソースソフトウェア、ブレーンストーミング12は 、Wistarラット9用のMRIアトラスと一緒に使用されます。しかし、個々のラットのMRIはまた、可能な場合は容積導体モデルを生成するために使用することができます。 MRIアトラス9がでダウンロードすることができ<a href="http://www.idac.tohoku.ac.jp/bir/en/db/rb/101028.html">http://www.idac.tohoku.ac.jp/bir/en/</a> 。このウェブサイトは、「ウィスターラットのMRIアトラス」セクションの下NIFTI形式としてアトラスを提供し、それは登録後アクセスすることができます。前処理のために必要なソフトウェアはまた、このウェブサイトで見つけることができます。 <ol><li>ソフトウェア12への入力MRIと脳表面。 <img alt="ビジュアル1" srC = &quot;/ファイル/ ftp_upload / 52700 / 52700vis1.jpg&quot; /&gt; <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis1highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>デフォルトの設定でヘッド面を生成します。 <img alt="ビジュアル2" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis2.jpg" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis2highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>リードフィールド計算12用のMRIに基づいて、頭皮と外側/内側の頭蓋骨の表面を生成します。 注：頂点の解像度は、推定ソースの精度に影響を与えるが、頂点の数が多い高い計算の複雑性をもたらします。各層の頂点の推奨数は、公正、計算の複雑さと許容精度のための642です。頭蓋骨の厚さは、MRIで確認することができ、MRIアトラスの場合には約1mでありますM。ソフトウェア内の値の上に挿入した後、面と頂点が各面のために噛み合う対応する三角形が作成されます。 <img alt="ビジュアル3" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis3.jpg" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis3highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>視覚化オプションを使用して、MRIに対する各面の向きと位置を確認してください。従って変更し、任意の面が12コ登録されていない場合。 <img alt="ビジュアル4" height="351" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis4.jpg" width="321" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis4highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li> 1.3.5で取得されたラットの頭部画像を使用。 MRI 3ランドマーク（R1、R2、およびR3）の位置を同時登録します。 Gへの参照としてランドマークのグリッド点を使用して電極は、足場（ 図3B）に固定されているように、電極位置をenerate。 <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig3.jpg" /> 図3（A）ラット先頭ピクチャ座標系と電極位置と、（b）EEGミニキャップ図を得るために用いられます。 （A）中の赤い点は、1.3.5で述べたランドマークを示しています。これは、（B）の赤番号に対応しています。また、（A）の緑色のマークは、32電極位置を示している、と彼らは（B）中の青の番号に対応しています。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig3highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li> 3ランドマークに基づいて、N×3電極位置行列を生成します。ここで、Nは（N = 32）のチャネルの数であり、カラムは、対応するx、y及びz座標値を表します。 注：EEGミニキャップが剛性の足場です。 3基準格子（R1、R2、及びR3）が得られるとしたがって、電極の位置が自動的に設定されています。ユーザは、ミニキャップが適切に頭皮上に投影されていることを途中でZ値を再定義する必要があります。 図3（b）青の数字で示されているようにN点のグリッドは、順番に番号が付けすることができます。 EEGミニキャップのための標準的な足場は、（ 材料の表 ）は、市販されています。同時登録のためのソフトウェアは、コミュニティに利用可能です。 </li><li>入力生成されたチャンネルのファイル。 <img alt="ビジュアル5" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis5.jpg" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis5highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>全ての電極の位置を表示して確認します。いずれかの見当違いの電極12を変更します。電気のための最終的な座標系デポジションは、上記の表面のために使用される座標系と一致する必要があります。 注： &quot;。MRI登録 MRI /表面登録を確認し、「作成した表面は、視覚的に可視化オプションを使用してMRIで検査することができ、そして、選択された表面は、MRI上に黄色の線で表示されます。また、3のランドマークと32の電極の位置は、ツールボックスのオプションを選択することによって、MRIに表示させることができる「センサー MRIビューアを表示します。」の場所は、視覚的にラットの眼と耳の位置に基づいて分布を比較することによって検査することができます（ 図4）。 <img alt="図4" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig4.jpg" /> 図4.同時登録脳の表面に（A）のMRIアトラス（黄色の線）、（B）位置合わせ32の電極と3のランドマーク（赤い点）、および同時登録と（C）のMRIアトラスで作成されたボリュームの導体モデル参照<html>レンス·グリッドR1。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig4highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li></ol></li><li>脳ソースイメージング<ol><li>リードフィールド行列13を計算します。入力1のように、皮膚、頭蓋骨、および脳の比率を満たす導電率値：1/80：1.容積導体モデルと2.2で作成した電極位置に基づいて、リードフィールド行列を取得します。 注：ツールボックス12は、BEM 10を計算するために他のソフトウェアとのインターフェースを提供しています。したがって、唯一の導電率の値は、入力として必要とされます。 <img alt="ビジュアル6" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis6.jpg" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis6highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>入力2.1.4に格納されている各IEDのサブタイプの平均EEG信号。 「SRC = &quot;/ファイル/ ftp_upload / 52700 / 52700vis7.jpg&quot; /&gt; <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis7highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>計算されたリードフィールド行列と入力EEG信号に基づいてsLORETA液13を得ます。光源推定方法のオプションを選択することにより、逆溶液が12を得ることができます。 <img alt="ビジュアル8" src="/files/ftp_upload/52700/52700vis8.jpg" /> <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700vis8highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> </li><li>推定ソースをプロットします。 </li></ol></li></ol>

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L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+template+for+spatial+normalization+of+MR+images+of+the+rat+brain.">A template for spatial normalization of MR images of the rat brain.</a> Journal of Neuroscience Methods. 129 (2), 105-113 (2003).</li><li>Schwarz, A. J., 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=A+stereotaxic+MRI+template+set+for+the+rat+brain+with+tissue+class+distribution+maps+and+co-registered+anatomical+atlas:+application+to+pharmacological+MRI.">A stereotaxic MRI template set for the rat brain with tissue class distribution maps and co-registered anatomical atlas: application to pharmacological MRI.</a> Neuroimage. 32 (2), 538-550 (2006).</li></ol>

利害の衝突は宣言されていません。

焦点てんかんの特定の前臨床モデルにおいて、非侵襲的にレコードマルチチャンネル脳波への新しい方法が記載されています。記録および分析手順について詳細は、具体的な実験ヒントを、提供されています。成功した結果を達成する考慮すべき重要な要素がありました。まず、EEG記録のために、高品質の信号を得ることが不可欠です。 EEGペーストの適正粘度は、ミニキャップの準備中に、各電極に印加されるべきであり、ラットの頭と耳の毛が完全に剃り中に除去されるべきです。インピーダンスチェックは、EEG記録の品質を確認するための最も重要なステップです。第二に、脳のソース画像のための、適切な容積導体モデルを生成することは重要です。各表面は同時登録する必要があります。また、生成された電極位置は、ラットの頭皮上の実際の電極位置からの最小距離誤差を持っている必要があります。 この原稿は、ソースを紹介していてもブレーンストーミング12を用いた分析手順は、それらが他のオープンソフトウェア16,17市販品18,19を用いて行うことができます。また、sLORETA 13の他に、例えば、複数の双極子モデルとビームフォーマのような他の逆解は4に適用することができます。 このアプローチの1つの制限は、EEG記録を鎮静下で実施されるので、行動分析を行うことができないということです。しかし、ラット5,6におけるEEG記録のための他の方法に比べて、このアプローチは、非侵襲的です。 我々の予備的な結果は、焦点てんかんラットに刺激性のゾーンを決定するために、ならびに発作開始の11のための基礎となるメカニズムとの関係を評価するために、EEG記録からIEDマーカーの正確な分類のための重要性をサポートしています。さらに、そのような特定のIEDのためのEEG音源定位がRESPとの良好な一致を示したことが示されていますective BOLD活性化および非活性化領域20。 我々の研究は、生物医学のエンジニアによって開発されたベッドベンチベッド戦略を評価するための前臨床モデルの使用を促進します。例えば、IED抽出が最近かなりの人間の労力を必要とする、手動で、病院で行われます。本研究で提案した方法論は、これを自動的に実行します。私たちは、FCDの患者に適用された場合、この方法を使用すると、同様の結果が得られると仮定しました。私たちは、人間のデータセット内の方法論のこのおよび他の態様の評価のためにIRBプロトコルを準備しています。 また、前臨床モデルの使用は、私たちはてんかん21に脳波音源定位の能力と限界を理解するのに役立ちます。てんかんを下っ端脳源の正確な推定は、治療戦略と手術計画のために重要です。また、ラットにおけるEEG記録のための標準的なプラットフォームを有するために有用であろう前臨床試験のいくつかの抗てんかん薬の有効性の評価。これは、てんかん脳波バイオマーカーの評価のための新たな扉を開きますてんかんラットを鎮静下で非侵襲的に記録された最初の研究です。しかし、この研究で提示全体の方法論は、他の実験条件と脳障害に拡張可能です。 EEGミニキャップはまた、他の齧歯類の種で使用することができます。 過去には、Wistarラットにおける前足刺激パラダイムはEEGミニキャップ2に記録されたデータの品質と再現性を評価するために使用されてきました。また、脳のソース再建のための検証を同時にウィスカ刺激パラダイム22下のウィスターラットから層状ローカルフィールド電位を記録した高解像度の頭蓋骨のEEGから行われてきました。この方法は、このため、特定のラットのためのMRIアトラスの存在のウィスターラットのために開発されています列車。しかし、スプラーグドーリーラット24、及びPaxinosとWatsonのラットは25、マウス23などのアトラスの、標準フォーマットを有する他のげっ歯類型に適用することができます。また、提案手法の基本的な手順は、EEGが重要モダリティである任意のげっ歯類前臨床モデルで使用することができます。しかし、この方法論の多くの側面は、EEGの前処理（IED検出および分類）に関する特に、特にてんかんのためのものです。また、研究者が異なる場合には、鎮静のために使用される適切な薬剤を認識する必要があります。私たちの研究ではイソフルランとdexdomitorの使用は慎重に原因のIEDの減少への影響と考えられてきました。 EEG記録に関しては、マウスの場合には、比較的小さい頭皮の表面積が大幅にチャンネルの数を減少させるであろう。

It has been shown that interictal epileptiform discharges (IEDs) observed from EEG constitute useful markers of epileptogenesis in patients with focal epilepsy3. The regions inside the brain from which these IEDs originate, named irritative zones, can in practice be localized based on EEG recordings4. Preclinical models are essential to find correlates between these irritative zones and the actual regions underlying seizure initiation. However, recording EEG from small animals is challenging because of the small surface area of the head compared to the human scalp. Although invasive methods for chronic recording in rats can be used5, 6, techniques are not available at this moment to acquire traditional EEG recordings on rodents under acute conditions without the need of anesthesia.
To solve this problem, we apply a patented EEG mini-cap2, which allows us to record 32-channel EEG data from rodents noninvasively. In this study, we also provide evidence about the need of an analgesic to preserve IED frequency. Therefore, although fixation of EEG mini-cap was performed under isoflurane, EEG recordings were obtained with rats only under sedation (dexdomitor)7. The method proposed in this study can be used in any preclinical rat model of focal epilepsy. To illustrate the capabilities of this methodology, we apply it to understand the correlates between irritative and seizure-onset zones in focal cortical dysplasia (FCD). To that end, we use a &#8220;double-hit&#8221; model of FCD8 in Wistar rats.
To perform brain source analysis, it is required to: a) accurately extract IEDs from EEG raw data and b) obtain a volume conductor model for the individual animal head. To generate a practical volume conductor model, we use an in vivo rat MRI atlas, comprising average images of intensity/shape and obtained via non-linear registration of T2 images of 31 Wistar rats9. The forward model for the generated volume conductor was computed by boundary element method (BEM)10. As in the case of humans, two typical patterns of IEDs (sharp-waves and spikes) were detected and sub-classified into different clusters through an intelligent feature extraction, feature selection, and classification process11. These sub-classified signals are used to estimate the brain source localizations associated with different types of irritative zones. We present the source analysis steps using a well-known public software called Brainstorm12. The EEG source localizations for each IED sub-type and the seizure onset time frames were performed using standardized low-resolution brain electromagnetic tomography (sLORETA)13, which is available in Brainstorm.

<table><tbody><tr><td>Data Acquisition Computer</td><td>Hewlett-Packard</td><td>Z210 Workstation</td><td></td></tr><tr><td>Dexdomitor</td><td>Orion Pharma</td><td>6295000</td><td>Dexmedetomidine hydrochloride</td></tr><tr><td>EEG Analysis Software</td><td>The Mathworks Inc.</td><td>MATLAB R2011b</td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td>Brainstorm</td><td>Sylvain et al. 2001</td></tr><tr><td></td><td></td><td>OpenMEEG</td><td>Gramfort et al. 2010</td></tr><tr><td>EEG Data Streamer</td><td>Tucker-Davis Technologies</td><td>RS4 Data Streamer</td><td></td></tr><tr><td>EEG Electrode Paste</td><td>Biotach</td><td>YGB 103</td><td></td></tr><tr><td>EEG Preamplifier</td><td>BioSemi</td><td>Active Two</td><td></td></tr><tr><td></td><td>Brain Products</td><td>BrainAmp</td><td></td></tr><tr><td></td><td>Tucker-Davis Technologies</td><td>PZ3 Low Impedance Amplifier</td><td></td></tr><tr><td>EEG Recording Software</td><td>BioSemi</td><td>ActiView</td><td></td></tr><tr><td>EEG Recording Software</td><td>Tucker-Davis Technologies</td><td>OpenEx - OpenDeveloper</td><td></td></tr><tr><td>EEG SCSI Connector</td><td>BioSemi</td><td>Active Two SCSI Connector</td><td></td></tr><tr><td></td><td>Brain Products</td><td>D-sub Connector</td><td></td></tr><tr><td>EEG Processor</td><td>Tucker-Davis Technologies</td><td>RZ2 BioAmp Processor</td><td></td></tr><tr><td></td><td>Tucker-Davis Technologies</td><td>Zif-Clif Digital Headstage</td><td></td></tr><tr><td>High Resolution EEG Mini-cap</td><td>Cortech Solutions</td><td>DA-AR-ELRCS32</td><td>US patent Application No. 13/641,834</td></tr><tr><td>Isoflurane, USP</td><td>VedcoPiramal Healthcare</td><td>NDC 66794-013-25</td><td></td></tr><tr><td>Isopropyl Alcohol</td><td>Aqua Solutions</td><td>3112213</td><td>90% v/v solution</td></tr><tr><td>Lubricant Ophthalmic Ointment</td><td>Rugby</td><td>NDC 0536-6550-91</td><td>Sterile</td></tr><tr><td>NaCl</td><td>Abbott</td><td>2B8203</td><td>Vaterinary 0.9% Sodium Chroride Injection USP</td></tr><tr><td>Physiology Recording Software</td><td>ADInstruments</td><td>LabChart 7.0</td><td></td></tr><tr><td>Physiology Recording System</td><td>ADInstruments</td><td>PowerLab 8/35</td><td></td></tr><tr><td>Syringe</td><td>Monoject</td><td>200555</td><td>12cc</td></tr></tbody></table>

brain source imaging in preclinical rat models of focal epilepsy using high-resolution eeg recordings

Electroencephalogram (EEG) has been traditionally used to determine which brain regions are the most likely candidates for resection in patients with focal epilepsy. This methodology relies on the assumption that seizures originate from the same regions of the brain from which interictal epileptiform discharges (IEDs) emerge. Preclinical models are very useful to find correlates between IED locations and the actual regions underlying seizure initiation in focal epilepsy. Rats have been commonly used in preclinical studies of epilepsy1; hence, there exist a large variety of models for focal epilepsy in this particular species. However, it is challenging to record multichannel EEG and to perform brain source imaging in such a small animal. To overcome this issue, we combine a patented-technology to obtain 32-channel EEG recordings from rodents2 and an MRI probabilistic atlas for brain anatomical structures in Wistar rats to perform brain source imaging. In this video, we introduce the procedures to acquire multichannel EEG from Wistar rats with focal cortical dysplasia, and describe the steps both to define the volume conductor model from the MRI atlas and to uniquely determine the IEDs. Finally, we validate the whole methodology by obtaining brain source images of IEDs and compare them with those obtained at different time frames during the seizure onset.

一度すべての手順が正常に完了し、推定ソースが前臨床モデルの脳表面に可視化することができる。 図5は、IED事件からスパイク（上）とシャープな波（下）のいずれかの特定のサブタイプから推定ソースを示します。また、 図6のディスプレイ発作確立中に、順次時間枠でどのようにソース配布の変更。これらの結果は、焦点てんかんのラットに高解像​​度の脳波を記録すると、記録された脳波を使用してソース·分析を行うことが提案された方法論の機能をサポートしています。 <img alt="ビジュアル6" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig5.jpg" /> 図5は、（A）時系列、（B）脳波トポグラフィ。スパイクで異なるクラスタ（上）とシャープな波（下）に関してのIEDの脳源の位置を推定し、（C）皮質電流サワーCES。評価は（A）における赤色の垂直線でマークされた特定の時間に実行されます。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig5highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> <img alt="ビジュアル6" src="/files/ftp_upload/52700/52700fig6.jpg" /> 発作時の図6の推定脳源は。の時刻は赤の縦線としてマークされます。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52700/52700fig6highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a>

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Brain Source Imaging in Preclinical Rat Models of Focal Epilepsy using High-Resolution EEG Recordings

This video introduces the preparation, recording, and source analysis procedures of high-resolution EEG on sedated rats with a particular preclinical model of focal epilepsy under noninvasive conditions.

高解像度EEGレコーディングを使用して焦点てんかんの前臨床ラットモデルにおける脳ソースイメージング

Electroencephalogram (EEG) has been traditionally used to determine which brain regions are the most likely candidates for resection in patients with ...

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Research

JoVE Journal

Medicine

15.2K ビュー.  Florida International University. This video introduces the preparation, recording, and source analysis procedures of high-resolution EEG on sedated rats with a particular preclinical model of focal epilepsy under noninvasive conditions.

ビデオ: Brain Source Imaging in Preclinical Rat Models of Focal Epilepsy using High-Resolution EEG Recordings

Simultaneous fMRI and Electrophysiology in the Rodent Brain

To examine the neural basis of the blood oxygenation level dependent (BOLD) magnetic resonance imaging (MRI) signal, we have developed a rodent model in which functional MRI data and in vivo intracortical recording can be performed simultaneously. The combination of MRI and electrical recording is technically challenging because the electrodes used for recording distort the MRI images and the MRI acquisition induces noise in the electrical recording. To minimize the mutual interference of the two modalities, glass microelectrodes were used rather than metal and a noise removal algorithm was implemented for the electrophysiology data. In our studies, two microelectrodes were separately implanted in bilateral primary somatosensory cortices (SI) of the rat and fixed in place. One coronal slice covering the electrode tips was selected for functional MRI. Electrode shafts and fixation positions were not included in the image slice to avoid imaging artifacts. The removed scalp was replaced with toothpaste to reduce susceptibility mismatch and prevent Gibbs ringing artifacts in the images. The artifact structure induced in the electrical recordings by the rapidly-switching magnetic fields during image acquisition was characterized by averaging all cycles of scans for each run. The noise structure during imaging was then subtracted from original recordings. The denoised time courses were then used for further analysis in combination with the fMRI data. As an example, the simultaneous acquisition was used to determine the relationship between spontaneous fMRI BOLD signals and band-limited intracortical electrical activity. Simultaneous fMRI and electrophysiological recording in the rodent will provide a platform for many exciting applications in neuroscience in addition to elucidating the relationship between the fMRI BOLD signal and neuronal activity.

We have developed a method for simultaneous functional magnetic resonance imaging and electrophysiological recording in the rodent brain, providing a platform for the investigation of the relationship between neural activity and the blood oxygenation level dependent (BOLD) MRI signal.

齧歯類の脳における同時fMRIと電気生理学

To examine the neural basis of the blood oxygenation level dependent (BOLD) magnetic resonance imaging (MRI) signal, we have developed a rodent model in ...

神経科学

Long-term Continuous EEG Monitoring in Small Rodent Models of Human Disease Using the Epoch Wireless Transmitter System

Many progressive neurologic diseases in humans, such as epilepsy, require pre-clinical animal models that slowly develop the disease in order to test interventions at various stages of the disease process. These animal models are particularly difficult to implement in immature rodents, a classic model organism for laboratory study of these disorders. Recording continuous EEG in young animal models of seizures and other neurological disorders presents a technical challenge due to the small physical size of young rodents and their dependence on the dam prior to weaning. Therefore, there is not only a clear need for improving pre-clinical research that will better identify those therapies suitable for translation to the clinic but also a need for new devices capable of recording continuous EEG in immature rodents. Here, we describe the technology behind and demonstrate the use of a novel miniature telemetry system, specifically engineered for use in immature rats or mice, which is also effective for use in adult animals.

Here we demonstrate the use of a wireless enabling technology for electroencephalogram (EEG) in neonatal rodent models of human disease. With telemetry, there are no encumbering connections, thus allowing natural behaviors.

エポックワイヤレス送信機システムを用いたヒト疾患の小型げっ歯類モデルにおいて長期連続EEGモニタリング

Many progressive neurologic diseases in humans, such as epilepsy, require pre-clinical animal models that slowly develop the disease in order to test ...

Non-restraining EEG Radiotelemetry: Epidural and Deep Intracerebral Stereotaxic EEG Electrode Placement

Implantable EEG radiotelemetry is of central relevance in the neurological characterization of transgenic mouse models of neuropsychiatric and neurodegenerative diseases as well as epilepsies. This powerful technique does not only provide valuable insights into the underlying pathophysiological mechanisms, i.e., the etiopathogenesis of CNS related diseases, it also facilitates the development of new translational, i.e., therapeutic approaches. Whereas competing techniques that make use of recorder systems used in jackets or tethered systems suffer from their unphysiological restraining to semi-restraining character, radiotelemetric EEG recordings overcome these disadvantages. Technically, implantable EEG radiotelemetry allows for precise and highly sensitive measurement of epidural and deep, intracerebral EEGs under various physiological and pathophysiological conditions. First, we present a detailed protocol of a straight forward, successful, quick and efficient technique for epidural (surface) EEG recordings resulting in high-quality electrocorticograms. Second, we demonstrate how to implant deep, intracerebral EEG electrodes, e.g., in the hippocampus (electrohippocampogram). For both approaches, a computerized 3D stereotaxic electrode implantation system is used. The radiofrequency transmitter itself is implanted into a subcutaneous pouch in both mice and rats. Special attention also has to be paid to pre-, peri- and postoperative treatment of the experimental animals. Preoperative preparation of mice and rats, suitable anesthesia as well as postoperative treatment and pain management are described in detail.

Non-restraining EEG radiotelemetry is a valuable methodological approach to record in vivo long-term electroencephalograms from freely moving rodents. This detailed protocol describes stereotaxic epidural and deep intracerebral electrode placement in different brain regions in order to obtain reliable recordings of CNS rhythmicity and CNS related behavioral stages.

非拘束EEG Radiotelemetry：硬膜外とディープ脳内定位EEG電極配置

Implantable EEG radiotelemetry is of central relevance in the neurological characterization of transgenic mouse models of neuropsychiatric and ...

High-density Electroencephalographic Acquisition in a Rodent Model Using Low-cost and Open-source Resources

Advanced electroencephalographic analysis techniques requiring high spatial resolution, including electrical source imaging and measures of network connectivity, are applicable to an expanding variety of questions in neuroscience. Performing these kinds of analyses in a rodent model requires higher electrode density than traditional screw electrodes can accomplish. While higher-density electroencephalographic montages for rodents exist, they are of limited availability to most researchers, are not robust enough for repeated experiments over an extended period of time, or are limited to use in anesthetized rodents.1-3 A proposed low-cost method for constructing a durable, high-count, transcranial electrode array, consisting of bilaterally implantable headpieces is investigated as a means to perform advanced electroencephalogram analyses in mice or rats.

Procedures for headpiece fabrication and surgical implantation necessary to produce high signal to noise, low-impedance electroencephalographic and electromyographic signals are presented. While the methodology is useful in both rats and mice, this manuscript focuses on the more challenging implementation for the smaller mouse skull. Freely moving mice are only tethered to cables via a common adapter during recording. One version of this electrode system that includes 26 electroencephalographic channels and 4 electromyographic channels is described below.

Instructions for the low-cost construction and surgical implantation of a chronic transcranial high-density electroencephalographic montage into mice are provided. Signal recording, extraction, and processing techniques are also described.

低コストかつオープンソースのリソースの使用げっ歯類モデルにおける高密度脳波取得

Advanced electroencephalographic analysis techniques requiring high spatial resolution, including electrical source imaging and measures of network ...

Concurrent Recording of Co-localized Electroencephalography and Local Field Potential in Rodent

Although electroencephalography (EEG) is widely used as a non-invasive technique for recording neural activities of the brain, our understanding of the neurogenesis of EEG is still very limited. Local field potentials (LFPs) recorded via a multi-laminar microelectrode can provide a more detailed account of simultaneous neural activity across different cortical layers in the neocortex, but the technique is invasive. Combining EEG and LFP measurements in a pre-clinical model can greatly enhance understanding of the neural mechanisms involved in the generation of EEG signals, and facilitate the derivation of a more realistic and biologically accurate mathematical model of EEG. A simple procedure for acquiring concurrent and co-localized EEG and multi-laminar LFP signals in the anesthetized rodent is presented here. We also investigated whether EEG signals were significantly affected by a burr hole drilled in the skull for the insertion of a microelectrode. Our results suggest that the burr hole has a negligible impact on EEG recordings.

This protocol describes a simple method for concurrent recording of co-localized electroencephalography (EEG) and multi-laminar local field potential in an anesthetized rat. A burr hole drilled in the skull for the insertion of a microelectrode is shown to produce negligible distortion of the EEG signal.

共局在脳波および齧歯動物のローカル フィールド電位の同時記録

Although electroencephalography (EEG) is widely used as a non-invasive technique for recording neural activities of the brain, our understanding of the ...

Recording and Modulation of Epileptiform Activity in Rodent Brain Slices Coupled to Microelectrode Arrays

Temporal lobe epilepsy (TLE) is the most common partial complex epileptic syndrome and the least responsive to medications. Deep brain stimulation (DBS) is a promising approach when pharmacological treatment fails or neurosurgery is not recommended. Acute brain slices coupled to microelectrode arrays (MEAs) represent a valuable tool to study neuronal network interactions and their modulation by electrical stimulation. As compared to conventional extracellular recording techniques, they provide the added advantages of a greater number of observation points and a known inter-electrode distance, which allow studying the propagation path and speed of electrophysiological signals. However, tissue oxygenation may be greatly impaired during MEA recording, requiring a high perfusion rate, which comes at the cost of decreased signal-to-noise ratio and higher oscillations in the experimental temperature. Electrical stimulation further stresses the brain tissue, making it difficult to pursue prolonged recording/stimulation epochs. Moreover, electrical modulation of brain slice activity needs to target specific structures/pathways within the brain slice, requiring that electrode mapping be easily and quickly performed live during the experiment. Here, we illustrate how to perform the recording and electrical modulation of 4-aminopyridine (4AP)-induced epileptiform activity in rodent brain slices using planar MEAs. We show that the brain tissue obtained from mice outperforms rat brain tissue and is thus better suited for MEA experiments. This protocol guarantees the generation and maintenance of a stable epileptiform pattern that faithfully reproduces the electrophysiological features observed with conventional field potential recording, persists for several hours, and outlasts sustained electrical stimulation for prolonged epochs. Tissue viability throughout the experiment is achieved thanks to the use of a small-volume custom recording chamber allowing for laminar flow and quick solution exchange even at low (1 mL/min) perfusion rates. Quick MEA mapping for real-time monitoring and selection of stimulating electrodes is performed by a custom graphic user interface (GUI).

We illustrate how to perform recording and electrical modulation of 4-aminopyridine-induced epileptiform activity in rodent brain slices using microelectrode arrays. A custom recording chamber maintains tissue viability throughout prolonged experimental sessions. Live electrode mapping and selection of stimulating pairs are performed by a custom graphical user interface.

記録と電極アレイに結合された齧歯動物の脳スライスにおけるてんかん活動の変調

Temporal lobe epilepsy (TLE) is the most common partial complex epileptic syndrome and the least responsive to medications. Deep brain stimulation (DBS) ...

Equipment Setup and Artifact Removal for Simultaneous Electroencephalogram and Functional Magnetic Resonance Imaging for Clinical Review in Epilepsy

Simultaneous electroencephalogram and functional magnetic resonance imaging (EEG-fMRI) is a unique combined technique that provides synergy in the understanding and localization of seizure onset in epilepsy. However, reported experimental protocols for EEG-fMRI recordings fail to address details about conducting such procedures on epilepsy patients. In addition, these protocols are limited solely to research settings. To fill the gap between patient monitoring in an epilepsy monitoring unit (EMU) and conducting research with an epilepsy patient, we introduce a unique EEG-fMRI recording protocol of epilepsy during the interictal period. The use of an MR conditional electrode set, which can also be used in the EMU for a simultaneous scalp EEG and video recording, allows an easy transition of EEG recordings from the EMU to the scanning room for concurrent EEG-fMRI recordings. Details on the recording procedures using this specific MR conditional electrode set are provided. In addition, the study explains step-by-step EEG processing procedures to remove the imaging artifacts, which can then be used for clinical review. This experimental protocol promotes an amendment to the conventional EEG-fMRI recording for enhanced applicability in both clinical (i.e., EMU) and research settings. Furthermore, this protocol provides the potential to expand this modality to postictal EEG-fMRI recordings in the clinical setting.

This article details simultaneous electroencephalogram and functional magnetic resonance imaging (EEG-fMRI) recording procedures that can be used in both clinical and research settings. EEG processing procedures to remove imaging artifacts for clinical review are also included. This study focuses on the example of epilepsy during the interictal period.

てんかんの臨床レビューのための脳波と機能的磁気共鳴画像の同時診断のための機器のセットアップとアーチファクト除去

Simultaneous electroencephalogram and functional magnetic resonance imaging (EEG-fMRI) is a unique combined technique that provides synergy in the ...

生物工学

<meta charset="utf8"></head><body>小児てんかんのローカリゼーションにおけるMEGとHD-EEGの統合

Electromagnetic Source Imaging in Presurgical Evaluation of Children with Drug-Resistant Epilepsy

For children with drug-resistant epilepsy (DRE), seizure freedom relies on the delineation and resection (or ablation/disconnection) of the epileptogenic zone (EZ) while preserving the eloquent brain areas. The development of a reliable and noninvasive localization method that provides clinically useful information for the localization of the EZ is, therefore, crucial to achieving successful surgical outcomes. Electric and magnetic source imaging (ESI and MSI) have been increasingly utilized in the presurgical evaluation of these patients showing promising findings in the delineation of epileptogenic as well as eloquent brain areas. Moreover, the combination of ESI and MSI into a single solution, namely electromagnetic source imaging (EMSI), performed on simultaneous high-density electroencephalography (HD-EEG) and magnetoencephalography (MEG) recordings has shown higher source localization accuracy than either modality alone. Despite these encouraging findings, such techniques are performed in only a few tertiary epilepsy centers, are rarely recorded simultaneously, and are underutilized in pediatric cohorts. This study illustrates the experimental setup for recording simultaneous MEG and HD-EEG data as well as the methodological framework for analyzing these data aiming to localize the irritative zone, the seizure onset zone, and eloquent brain areas in children with DRE. More specifically, the experimental setups are presented for (i) recording and localizing interictal and ictal epileptiform activity during sleep and (ii) recording visual-, motor-, auditory-, and somatosensory-evoked responses and mapping relevant eloquent brain areas (i.e., visual, motor, auditory, and somatosensory) during visuomotor task, as well as auditory and somatosensory stimulations. Detailed steps of the data analysis pipeline are further presented for performing EMSI as well as individual ESI and MSI using equivalent current dipole (ECD) and dynamic statistical parametric mapping (dSPM).

<meta charset="utf8"></head><body>著者スポットライト:新規バイオマーカーとローカリゼーションの強化による小児てんかん手術の進歩

Magnetoencephalography (MEG) and high-density electroencephalography (HD-EEG) are rarely recorded simultaneously, although they yield confirmatory and complementary information. Here, we illustrate the experimental setup for recording simultaneous MEG and HD-EEG and the methodology for analyzing these data aiming to localize epileptogenic and eloquent brain areas in children with drug-resistant epilepsy.

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

For children with drug-resistant epilepsy (DRE), seizure freedom relies on the delineation and resection (or ablation/disconnection) of the epileptogenic ...

高解像度EEGレコーディングを使用して焦点てんかんの前臨床ラットモデルにおける脳ソースイメージング

要約

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齧歯類の脳における同時fMRIと電気生理学

エポックワイヤレス送信機システムを用いたヒト疾患の小型げっ歯類モデルにおいて長期連続EEGモニタリング

非拘束EEG Radiotelemetry：硬膜外とディープ脳内定位EEG電極配置

低コストかつオープンソースのリソースの使用げっ歯類モデルにおける高密度脳波取得

共局在脳波および齧歯動物のローカルフィールド電位の同時記録

記録と電極アレイに結合された齧歯動物の脳スライスにおけるてんかん活動の変調

てんかんの臨床レビューのための脳波と機能的磁気共鳴画像の同時診断のための機器のセットアップとアーチファクト除去

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

高解像度EEGレコーディングを使用して焦点てんかんの前臨床ラットモデルにおける脳ソースイメージング

要約

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齧歯類の脳における同時fMRIと電気生理学

エポックワイヤレス送信機システムを用いたヒト疾患の小型げっ歯類モデルにおいて長期連続EEGモニタリング

非拘束EEG Radiotelemetry：硬膜外とディープ脳内定位EEG電極配置

低コストかつオープンソースのリソースの使用げっ歯類モデルにおける高密度脳波取得

共局在脳波および齧歯動物のローカル フィールド電位の同時記録

記録と電極アレイに結合された齧歯動物の脳スライスにおけるてんかん活動の変調

てんかんの臨床レビューのための脳波と機能的磁気共鳴画像の同時診断のための機器のセットアップとアーチファクト除去

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

薬剤耐性てんかん小児の術前評価における電磁源イメージング

共局在脳波および齧歯動物のローカルフィールド電位の同時記録