The authors acknowledge the following funding sources, the Natural Sciences and Engineering Research Council of Canada (NSERC), the Dorothy Pitts Research Fund (NG), and the Nicky and Thor Eaton Research Fund. The authors acknowledge Kevin DeSimone, and Aman Goyal and for their knowledge in MRI acquisition and analysis expertise.

1. Participante e Postmortem Cérebro Set-Up Observação: Todas as imagens foram obtidas utilizando um scanner de RM 3 T com uma bobina de cabeça de 32 canais e todos ressonância magnética foi realizada a temperatura ambiente, aproximadamente 20 ° C. Todos os participantes eram destros e assinaram termo de consentimento informado. Cada participante estava com boa saúde, sem histórico de distúrbios neurológicos. O protocolo experimental foi aprovado e segue as diretrizes de participantes York University Humanos Comitê de Revisão. <ol><li> Peça a cada participante preencher e assinar um formulário de consentimento do paciente que detalha as diretrizes de segurança de ressonância magnética e o protocolo neuro-imaging. </li><li> Para cada participante, colocar tampões em cada orelha e assegurar a sua cabeça com almofadas de cabeça para minimizar movimento. </li><li> Para pós-mortem de imagens do cérebro, certifique-se o cérebro é fixa antes de neuroimagem e está contido dentro de um saco ou recipiente que se encaixa dentro da cabeça-coil de ressonância magnética. Coloque o cérebro pós-morte na cabeça-bobina com o eixo z (superior a inferior) alinhado com o furo do scanner. O tronco cerebral (posterior) deve estar virada para o pé da cama scanner. </li><li> Coloque almofada de vácuo mãos ao redor do cérebro post-mortem para suporte adicional. </li></ol> 2. Localizando e prescrever o Subcórtex NOTA: O tálamo é uma estrutura dupla lóbulos localizada perto do centro do cérebro situado entre o mesencéfalo e o córtex cerebral. Localizado dentro do tálamo dorsal, o LGN humana é uma pequena estrutura que se estende subcortical um máximo de ~ 10 mm. <ol><li> Para registrar um novo participante, abra o software de imagem de ressonância magnética e clique na aba Patient no canto superior esquerdo. Em seguida, clique em Register. </li><li> Preencha as informações do paciente apropriado, e em seguida, clique na guia Exame. </li><li> Para obter uma varredura do localizador, clique na guia Exame Explorer para criar um novo protocolo. Observe a janela de set-up na tela, clique na guia de rotina, e digite os seguintes parâmetros: a aquisiçãotempo de 28 seg, matriz de aquisição de 160 × 160, 1 fatia, o tamanho do voxel isotrópico 1,6 mm de espessura, FOV = 260 mm, fase FoV = 100%, resolução fatia = 69%, fase e cortar fase parcial Fourier = 6/8, TR = 3.15 ms, TE = 1,37 ms, Flip Ângulo = 8 °. </li><li> Overlay caixa de seleção fatia utilizado para a aquisição das imagens de PD sobre o localizador que cobrem os núcleos subcorticais dentro do tálamo, bem como estruturas circundante (Figura 4). </li></ol> 3. de alta resolução parâmetros estruturais <ol><li> Criar um novo protocolo para a obtenção de alta resolução scans ponderadas pelo PD. Na janela de set-up na tela, clique na guia de rotina, e digite os seguintes parâmetros na orientação coronal: tempo de aquisição de 179 seg, matriz de aquisição de 512 × 512, 0,3 × 0,3 × 1 mm3 tamanho do voxel, TR = 3.25 seg , TE = 32 ms, ângulo aleta = 120 °, a aquisição da fatia intercalada, FoV ler = 160 mm FoV fase = 100%, imagens paralelas (GRAPPA) comum fator de aceleração de 2. <ol><li> Use uma seqüência de eco Turbo Spin, com um comprimento de eco Trem de 5. O primeiro eco em 32 ms é o eco eficaz para esta sequência. Reduzir a largura de banda (BW) para o possível, 40 Hz / pixel mínimo, para maximizar a SNR. Para reduzir a duração da verificação, escolha 18 fatias, cada um milímetro de espessura, com um FOV = 160 mm. Esta laje oferece cobertura suficiente das regiões subcorticais de interesse. NOTA: Para identificação correcta das estruturas subcorticais, adquirir 5 corridas com os parâmetros acima. A duração total de verificação é apenas ~ 15 min (Figura 5). Fat-saturação não foi empregado. </li></ol></li><li> No post mortem de imagens do cérebro, identificação fiável de estruturas subcorticais pode ser observada em apenas um scan com a duração total de apenas ~ 3 min, seguindo o mesmo protocolo de varrimento como em 3.1 (Figura 6). </li></ol> 4. Análise de Imagem NOTA: Para analisar os dados de MRI, utilize o FMRIB livremente disponível daSoftware Library (FSL) pacote disponível para download em <a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">(https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/).</a> <ol><li> Abra uma janela de terminal, e converter os arquivos DICOM matérias do scanner para cada volume PD para um formato NIfTI com DICOM ao conversor NIfTI. Um número dos quais estão disponíveis gratuitamente para download (por exemplo., <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">Https://www.nitrc.org/projects/mricron).</a> Na linha de comando, digite dcm2nii seguido do diretório de cada PD imagem ponderada prazo. </li><li> Em uma janela de terminal obter os parâmetros de verificação PD inicial. Escreva fslinfo na linha de comando seguido pela verificação PD em formato NIfTI. </li><li> Crie uma alta resolução de imagem em branco volume de destino que tem o dobro da resolução e metade do tamanho do voxel dado pelos parâmetros de fslinfo da verificação PD inicial. A ordem das entradas de dados para este comando são as seguintes: fslcreatehd &lt;XSIZE&gt; &lt;ysize&gt; &lt;zsize&gt; &lt;tsize&gt; &lt;xvoxsize&gt; &lt;yvoxsize&gt; &lt;zvoxsize&gt; &lt;tr&gt; &lt;xOrigin&gt; &lt;yOrigin&gt; &lt;zorigin&gt; &lt;tipo de dados&gt; &lt;HeaderName&gt; NOTA: Por exemplo, se a varredura PD original com os seguintes parâmetros, conforme descrito no ponto 3.1 são coletadas (ou seja, de 512 × 512 matriz, 18 fatia, 0,3 × 0,3 × 1 mm3 tamanho do voxel, TR = 3,25 s), digite o seguinte na janela de comando: fslcreatehd 1024 1024 36 1 0,5 0,15 0,15 3,25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li> Definir a transformação utilizando uma matriz de identidade. Escreva em qualquer programa editor de texto de um arquivo de texto salvo como &#39;identity.mat&#39; que se parece com isso: 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li> Use o comando namoradeira para aplicar a transformação, upsampling cada execução ponderada PD original para duplicar a resolução total desde um 512 para uma matriz de 1024, e reduzir pela metade o tamanho do voxel em cada dimensão, resultando em uma resolução de 0,15 × 0,15× 0,5 mm 3. Em uma janela de terminal para cada volume PD, digite o seguinte comando namoradeira mudando os nomes originais e saída por corrida: flertar -interp sinc -em originalPD.nii.gz -rep blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.mat out highresPD.nii.gz NOTA: Onde originalPD.nii.gz é o volume de origem, blankhr.nii.gz é a resolução de saída desejada, e highresPD.nii.gz é o nome do volume de saída. </li><li> Mova todas as imagens de alta resolução para uma nova pasta, e navegue até ele em uma janela de terminal. </li><li> Para cada participante, concatenar todas as imagens PD upsampled em um único arquivo usando 4D fslmerge. Em um tipo de janela de terminal: fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz NOTA: Isso cria um arquivo chamado 4D concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Movimento corrigir o arquivo concatenado usando mcflirt 10. Esta ferramenta permite um registro robusto automatizado para linear (afim) imagens inter e inter-modais cerebrais. Selecione umaCorrecção de 4-fase, que utiliza a interpolação de sincronismo (internamente) como mais um passo de optimização para uma maior precisão. Em um tipo de janela de terminal: mcflirt -em concat_highresPD out mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots NOTA: Isso cria um arquivo chamado 4D mcf_concat_highresPD.nii.gz. </li><li> Finalmente, criar o 3D dizer de imagem usando fslmaths. Em um tipo de janela de terminal: fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz NOTA: Isso cria um arquivo 3D chamado mean_highresPD.nii.gz que é de alta qualidade </li><li> Visualize a imagem de alta resolução resultado final 3D usando o comando fslview. No diretório de onde sua imagem é, digite o seguinte em uma janela de terminal: fslview mean_highresPD.nii.gz. &quot; </li><li> Inspecione perfis de intensidade de ROIs em questão. Criar um ROI utilizando fslview (esta pode ser uma linha vertical traçada através de uma região do LGN por exemplo). Em fslview carregar a imagem PD de alta resolução. Clique na guia ferramentas,em seguida, clique na guia única imagem para ampliar a imagem para desenhar ROIs. Em seguida, clique na guia Arquivo seguido pelo guia Criar Mask. Desenhar uma linha no ROI de interesse. Salve o ROI clicando em Arquivo, em seguida, Salvar como. Repita as máscaras de linha para várias áreas dentro do ROI para comparações de intensidade e outros ROIs em questão. </li><li> Use comando 3dmaskdump de Afni para analisar a intensidade da imagem resultante. No diretório de onde as imagens são, use o seguinte comando em uma janela de terminal para extrair as intensidades e localização de imagem (dado como result_mask.txt) de sua máscara 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. 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.

Este estudo descreve um protocolo otimizado na aquisição e análise técnica a fim de obter de alta resolução PD imagens ponderadas das regiões subcorticais. Um certo número de parâmetros de análise foram testados e modificado com os mais significativos relacionados com o tamanho da matriz, o tamanho do voxel, e de largura de banda para aumentar a SNR e diminuir o número de aquisições, um passo crítico no ser capaz de determinar de alta resolução estruturas subcorticais. Em conjunto com a encontrar os par?...

O objetivo desta pesquisa foi testar os limites de resolução da RM estrutural na ausência de ruído fisiológico. Densidade (PD) imagens ponderadas de prótons foram adquiridas em um cérebro pós-morte durante um longo período (duas sessões de RH ~ 24) para determinar o número mínimo de imagens que precisavam ser registradas e média para resolver as estruturas subcorticais. Para efeito de comparação, PD imagens ponderadas também foram adquiridas em seres humanos vivos ao longo de um número de sessões. Em particular, o objetivo foi verificar se seria possível em um cenário mais favorável para resolver todas as seis camadas individuais do LGN humano, que são aproximadamente 1 mm de espessura (Figura 1). <img alt="figura 1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> Figura 1. camadas lateral humana Geniculado núcleo. Esquemático da estrutura laminar do LGN. Magnocelulares (m) camadas são compostas de maior neuronaltamanho das células e densidade de células menores que são responsáveis ​​para a resolução de movimento e curso contornos (camadas 1-2, descrito como cinza escuro). Camadas parvocelulares (P) são compostos de tamanho menor de células neuronais e maior densidade de células que são responsáveis ​​pela resolução de fine-forma e cor (camadas 4-6, descrito como cinza claro). Bar escala de 1 mm. Figura baseado em coradas LGN 12 humana. A resolução espacial em MRI é melhorada quando o tamanho da matriz aumenta, e quando de campo de visão (FOV) e espessura de corte são diminuídos. No entanto, o aumento da resolução diminui a relação sinal-ruído (SNR), que é proporcional ao volume do voxel. SNR também é proporcional à raiz quadrada do número de medições. Em seres humanos vivos, embora várias imagens pode ser adquirida ao longo de uma série de sessões de imagem separados, a resolução final é limitado pelo ruído fisiológico, como a respiração, pulsação circulatório e movimento da cabeça. Alto-Resolução (0,35 mm voxels In-Plane) PD scans ponderados foram adquiridos. Scans PD melhorar o contraste cinza e branco no tálamo 1, e resultam em imagens que minimizem T 1 e T 2 efeitos. A sua imagem é dependente da densidade de protões, sob a forma de água e as macromoléculas, tais como proteínas e gordura no volume de imagem. Os números aumentados de protões num tecido resulta num sinal mais brilhante na imagem devido ao componente longitudinal superior da magnetização 2. Scans ponderadas pelo DP foram coletadas uma vez que proporcionam um maior contraste de estruturas subcorticais com o tecido circundante. Outros contrastes, como T1 e T2-ocasionar dificuldade em delinear estruturas subcorticais como a LGN devido a menores rácios de contraste-ruído, tal como determinado ƒ 1,3. Da mesma forma, estudos anteriores descobriram que as imagens ponderadas em DP de formol fixa cérebros post-mortem redundoud em diferenças de contraste mais elevados entre matéria cinzenta e branca em comparação com T1 e imagens ponderadas em T2 que tiveram cinzentos e brancos semelhantes intensidades de imagem do assunto 3,4. Os determinantes biofísicos subjacentes podem explicar essas diferenças. T1 (longitudinal) e T2 (transversal) tempos de relaxação de prótons de hidrogênio dependerá de como a água se move dentro do tecido. Fixadores, como o trabalho de formalina por proteínas de ligação cruzada. As diferenças entre a mobilidade de água são reduzidos entre os diferentes tipos de tecidos quando fixadores são usados. Reduzido contraste tecido T1 tem sido observada após a fixação, ao passo que as diferenças de densidade relativa dos protões dentro dos tecidos do cérebro aumenta com a fixação, proporcionando uma melhor diferenciação contraste 3, 4. Estudos anteriores já haviam identificado o LGN em exames ponderados pelo PD usando um 1.5 T 5,6,7, e pelo scanner de 3 T 8,9. É crítico para obter estas verificações para ser capaz de delinear com exactidão a extensão dao LGN. Para manter a cobertura total dos núcleos subcorticais, 18 fatias ponderada-PD foram obtidos dentro do tálamo. Cada volume foi re-amostrados para o dobro da matriz de 1024, (0,15 mm de tamanho de in-plane voxel), concatenada, movimento corrigido e média para produzir uma imagem 3D de alta resolução de estruturas subcorticais. O número ideal de imagens DP necessários para a seguinte receita fatia foi de 5, reduzindo o tempo de digitalização para menos de 15 min em seres humanos vivos. Apenas uma imagem PD foi necessário para demarcar claramente regiões subcorticais no cérebro pós-morte, reduzindo o tempo de digitalização para menos de 3 min (Figura 2 e 3). Toda uma amostra de cérebro pós-morte fixado em formol foi feita a varredura de uma mulher que morreu de parada cardiorrespiratória na idade de 82 anos. Revisão de prontuários médicos revelou que ela tinha: doença pulmonar obstrutiva crônica, cirurgia angina, triplo bypass 8 anos antes da morte, câncer uterino tratado com histerectomia7 anos antes da morte, hiperlipidemia, glaucoma, e cirurgia de catarata. O espécime cerebral postmortem foi fixado em imersão em 10% de formalina tamponada neutra por pelo menos 3 semanas a 4 ° C. A pós-mortem de cérebro foi digitalizado com o mesmo protocolo de imagem, bem como com outros parâmetros ao longo de muitas horas para comparações de qualidade de imagem . Apenas os parâmetros optimizados será descrito para o protocolo.

<table>
	<tbody>
		<tr>
			<td>Magnetom Trio 3T&#160; MRI</td>
			<td>Siemens (Erlangen, Germany).</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Vacuum cushion hand</td>
			<td>Siemens</td>
			<td>Mat No: 4765454</td>
			<td>Manufactured by: Johannes-Stark-Stk. 8 D-92224 Amberg</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

high-resolution structural magnetic resonance imaging of the human subcortex in vivo and postmortem

O foco deste estudo foi testar os limites de resolução da ressonância magnética estrutural de um cérebro pós-morte em comparação com cérebros humanos vivos. A resolução da ressonância magnética estrutural in vivo é finalmente limitado pelo ruído fisiológico, incluindo pulsação, respiração e movimento da cabeça. Embora o hardware de imagem continua a melhorar, ainda é difícil de resolver estruturas na escala milimétrica. Por exemplo, as vias sensoriais primários Visual sinapse no núcleo geniculado lateral (LGN), um relê de controlo visual e núcleo no tálamo que normalmente está organizado em seis camadas monoculares intercalados. Estudos de neuroimagens não foram capazes de distinguir de forma segura estas camadas, devido a sua pequena dimensão que são menos do que 1 mm de espessura. O limite de resolução de ressonância magnética estrutural, em um cérebro pós-morte foi testada usando várias imagens em média por uma longa duração (~ 24 h). O objectivo foi testar se que era possível resolver o l indivíduoAyers da LGN na ausência de ruído fisiológico. A densidade de protões (DP) 1 sequência de pulso ponderado foi utilizado com vários outros parâmetros e resolução para determinar o número mínimo de imagens necessárias para ser registado e a média para distinguir de forma segura a LGN e outras regiões subcorticais. Os resultados foram também comparados com imagens adquiridas em cérebros humanos vivos. In vivo sujeitos foram verificados, a fim de determinar os efeitos adicionais de ruído fisiológico sobre o número mínimo de análises de PD necessários para diferenciar estruturas subcorticais, úteis em aplicações clínicas.

Uma vez que o subcortex é prescrito dentro do tálamo, PD imagens ponderadas são coletados dentro da caixa de seleção fatia (Figura 4). A SNR melhorada através do aumento do número de médias em ambas post-mortem e em exames in vivo. Para determinar a qualidade de imagem, o SNR de diferentes médias de digitalização foi comparada pela divisão do sinal da região cerebral média por o desvio padrão em alguma área fora do cérebro. A SNR foi calculada como SNR = 0,655 * u <sub...

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

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

De alta resolução de ressonância magnética estrutural do Subcórtex Humano<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 visualizações.  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.

Múltiplas mouse-Imagem por Ressonância Magnética neuroanatômicos

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

Neurociência

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.

Uma abordagem rápida para alta resolução de imagem de fluorescência em fatias grossas Semi-Cérebro

A fundamental goal to both basic and clinical neuroscience is to better understand the identities, molecular makeup, and patterns of connectivity that are ...

High-resolution Functional Magnetic Resonance Imaging Methods for Human Midbrain

Functional MRI (fMRI) is a widely used tool for non-invasively measuring correlates of human brain activity. However, its use has mostly been focused upon measuring activity on the surface of cerebral cortex rather than in subcortical regions such as midbrain and brainstem. Subcortical fMRI must overcome two challenges: spatial resolution and physiological noise. Here we describe an optimized set of techniques developed to perform high-resolution fMRI in human SC, a structure on the dorsal surface of the midbrain; the methods can also be used to image other brainstem and subcortical structures.
High-resolution (1.2 mm voxels) fMRI of the SC requires a non-conventional approach. The desired spatial sampling is obtained using a multi-shot (interleaved) spiral acquisition1. Since, T2* of SC tissue is longer than in cortex, a correspondingly longer echo time (TE ~ 40 msec) is used to maximize functional contrast. To cover the full extent of the SC, 8-10 slices are obtained. For each session a structural anatomy with the same slice prescription as the fMRI is also obtained, which is used to align the functional data to a high-resolution reference volume.
In a separate session, for each subject, we create a high-resolution (0.7 mm sampling) reference volume using a T1-weighted sequence that gives good tissue contrast. In the reference volume, the midbrain region is segmented using the ITK-SNAP software application2. This segmentation is used to create a 3D surface representation of the midbrain that is both smooth and accurate3. The surface vertices and normals are used to create a map of depth from the midbrain surface within the tissue4.
Functional data is transformed into the coordinate system of the segmented reference volume. Depth associations of the voxels enable the averaging of fMRI time series data within specified depth ranges to improve signal quality. Data is rendered on the 3D surface for visualization.
In our lab we use this technique for measuring topographic maps of visual stimulation and covert and overt visual attention within the SC1. As an example, we demonstrate the topographic representation of polar angle to visual stimulation in SC.

This article describes techniques to perform high-resolution functional magnetic resonance imaging with 1.2 mm sampling in human midbrain and subcortical structures using a 3T scanner. Use of these techniques to resolve topographic maps of visual stimulation in the human superior colliculus (SC) is given as an example.

De alta resolução funcionais Métodos ressonância magnética para Midbrain Humanos

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.

De alta resolução de imagem ao vivo de comportamento de células no desenvolvimento neuroepitélio

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.

O Uso de Espectroscopia de Ressonância Magnética como ferramenta para a Medição do Bi-hemisféricas transcranianas Estimulação Elétrica Efeitos sobre Motor Primário 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).

Metabolômica Análise do cérebro de um rato de alta resolução Espectroscopia de Ressonância Magnética Nuclear de Extratos de Tecidos

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 resolução<em&gt; In Vivo</em&gt; Manual Protocolo Segmentação para hipocampo humano subcampos Utilizando Ressonância Magnética 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.

Um protocolo de ressonância magnética para estimativa de tempo de início curso em situações de isquemia Cerebral permanente

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

Diffusion Tensor Magnetic Resonance Imaging in Chronic Spinal Cord Compression

Chronic spinal cord compression is the most common cause of spinal cord impairment in patients with nontraumatic spinal cord damage. Conventional magnetic resonance imaging (MRI) plays an important role in both confirming the diagnosis and evaluating the degree of compression. However, the anatomical detail provided by conventional MRI is not sufficient to accurately estimate neuronal damage and/or assess the possibility of neuronal recovery in chronic spinal cord compression patients. In contrast, diffusion tensor imaging (DTI) can provide quantitative results according to the detection of water molecule diffusion in tissues. In the present study, we develop a methodological framework to illustrate the application of DTI in chronic spinal cord compression disease. DTI fractional anisotropy (FA), apparent diffusion coefficients (ADCs), and eigenvector values are useful for visualizing microstructural pathological changes in the spinal cord. Decreased FA and increases in ADCs and eigenvector values were observed in chronic spinal cord compression patients compared to healthy controls. DTI could help surgeons understand spinal cord injury severity and provide important information regarding prognosis and neural functional recovery. In conclusion, this protocol provides a sensitive, detailed, and noninvasive tool to evaluate spinal cord compression.

Here, we present a protocol for the application of diffusion tensor imaging parameters to evaluate spinal cord compression.

Imagem latente de ressonância magnética do tensor da difusão na compressão crônica da medula espinal

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.

Aquisição de dados de ressonância magnética funcional de estado de repouso no rato

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