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.

1.参加者と死後脳セットアップ注：すべての画像は、32チャネルのヘッ​​ドコイル及び全てMRIスキャンで3 T MRIスキャナを用いて取得されたRT、約20℃で実施しました。すべての参加者は右利きであり、書面によるインフォームドコンセントを与えました。各参加者は、神経疾患の既往がないとの良好な健康状態にありました。実験プロトコルは、承認され、ヨーク大学人間の参加者審査委員会のガイドラインに従いました。 <ol><li>各参加者が記入し、MRI安全ガイドラインとニューロイメージングプロトコルを詳細に患者の同意書に署名して下さい。 </li><li>各参加者のために、それぞれの耳に耳栓を配置し、頭部の動きを最小限に抑えるためにパッドと頭を固定します。 </li><li>死後の脳イメージングのために、脳は神経画像の前に固定されており、MRI用ヘッドコイル内に収まる袋や容器内に収容されていることを確認します。 infに（優れた、そのz軸とヘッドコイルに死後脳を置き、erior）スキャナのボアと整列されます。脳幹（後部）は、スキャナベッドの足の方に向くようにします。 </li><li>追加のサポートのための死後の脳の周りに真空クッションの手を置きます。 </li></ol> 2.皮質下のローカライズと処方注：視床は中脳および大脳皮質の間に位置する脳の中央付近に位置デュアルローブ構造体です。背側視床内にあり、人間のLGNは〜10mmの最大を拡張する小さな皮質下の構造体です。 <ol><li>新しい参加者を登録するには、MRIイメージングソフトウェアを開き、左上隅にある患者のタブをクリックします。その後、[登録]をクリックします。 </li><li>適切な患者情報を入力した後、試験のタブをクリックします。 </li><li>ローカライザースキャンを取得するには、新しいプロトコルを作成するために、試験のエクスプローラ]タブをクリックします。画面上のセットアップウィンドウを観察し、ルーチンタブをクリックし、次のパラメータを入力します。取得時間28秒、取得行列160×160、1スライス、厚さ1.6mmの等方性ボクセルサイズ、FOV = 260ミリメートル、FoVの段階= 100％、スライス分解能= 69％、相とスライス部分相フーリエ= 6/8、TR = 3.15ミリ秒、TE = 1.37ミリ秒、角度= 8°フリップ。 </li><li>視床内の皮質下核をカバーするだけでなく、（ 図4）の構造を囲むローカライザーの上にPD画像を取得するために使用されるスライス選択ボックスをオーバーレイ。 </li></ol> 3.高解像度の構造パラメータ<ol><li>高解像度PD加重スキャンを取得するための新しいプロトコルを作成します。画面上のセットアップウィンドウで、ルーチンタブをクリックし、冠状方向で次のパラメータを入力します。取得時間179秒、取得行列512×512、0.3×0.3×1ミリメートル3ボクセルサイズ、TR = 3.25秒、TE = 32ミリ秒、フリップ角= 120°、インターリーブスライス取得は、FOVがで= 160ミリメートル、FOVは相= 100％、パラレルイメージング（GRAPPA）を読み取ります2の加速係数。 <ol><li> 32ミリ秒で5第1のエコーのエコートレインの長さで、ターボスピンエコーシーケンスを使用して、このシーケンスの効果的なエコーです。 SNRを最大化するために、可能な最小、40ヘルツ/ピクセルへの帯域幅（BW）を減らします。 FOV = 160ミリメートルで、それぞれ厚さ1mmを、スキャン時間を短縮18スライスを選択します。このスラブが関心の皮質下の領域に十分なカバレッジを提供します。 注：皮質下構造の信頼性の識別については、上記のパラメータで5ランを取得します。総スキャン時間はわずか〜15分（ 図5）です。脂肪抑制を採用していませんでした。 </li></ol></li><li>死後の脳イメージングでは、皮質下構造の信頼性の高い識別が3.1（ 図6）のように、同一の走査プロトコルに従ってのみ〜3分の合計時間でちょうど1回のスキャンで観察することができます。 </li></ol> 4.画像解析注：MRIデータを分析するために、自由に利用できるFMRIBのを使用ソフトウェアライブラリからダウンロードできます（FSL）パッケージ<a href="https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/">（https://www.fmrib.ox.ac.uk/fsl/）。</a> <ol><li>ターミナルウィンドウを開き、NIfTIコンバータへのDICOMとNIfTI形式に各PDボリュームのスキャナからの生のDICOMファイルを変換します。数は、ダウンロードのために自由に利用可能である（ 例えば <a href="https://www.nitrc.org/projects/mricron">、https://www.nitrc.org/projects/mricron）。</a>コマンドラインでは、各PD加重画像ランのディレクトリが続くdcm2nii入力します。 </li><li>ターミナルウィンドウで、元のPDスキャンのパラメータを得ます。 NIfTI形式のPDのスキャンに続いて、コマンドラインでfslinfo入力します。 </li><li> 2倍の解像度と元のPDスキャンからfslinfoからパラメータで指定された半分のボクセルサイズを持つ高解像度の空白画像ターゲットボリュームを作成します。次のようにこのコマンドのデータ入力の順序は次のとおりです。 fslcreatehd &lt;XSIZE&gt; &lt;YSIZE&gt; &lt;Zサイズ&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;データ型&gt; &lt;ヘッダ名&gt; 注：例えば、3.1で説明したように次のパラメータを使用して、元のPDスキャンが収集されている場合（ すなわち、512×512マトリックス、18スライス、0.3×0.3×1ミリメートル3ボクセルサイズ、TR = 3.25秒）、次のように入力コマンドウィンドウに： fslcreatehd 1024 1024 36 1 0.15 0.15 0.5 3.25 0 0 0 4 blankhr.nii.gz </li><li>単位行列を使用して変換を定義します。テキストフ​​ァイルは次のようになります」identity.mat」として保存された任意のテキストエディタプログラムを入力： 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 </li><li> 1024マトリックスに512からの全解像度を倍に、それぞれオリジナルのPD加重ランをアップサンプリング、変換を適用するために浮気コマンドを使用し、0.15×0.15の解像度が得られ、各次元におけるボクセルサイズを半減0.5 mmの3×。各PDのボリューム用の端末ウィンドウで、実行ごとにオリジナルと出力の名前を変更し、次の浮気のコマンドを入力します。 浮気-interpシンク-in originalPD.nii.gz -ref blankhr.nii.gz -applyxfm -init identity.matアウトhighresPD.nii.gz 注：originalPD.nii.gzはソースボリュームで、所望の出力解像度blankhr.nii.gzで、highresPD.nii.gzは出力ボリュームの名前です。 </li><li>新しいフォルダにすべての高解像度の画像を移動し、ターミナルウィンドウで、それに移動します。 </li><li>各参加者のために、fslmergeを使用して単一の4DファイルにすべてのアップサンプリングのPD画像を連結します。ターミナルウィンドウタイプの場合： fslmerge -t concat_highresPD * .nii.gz 注：これはcon​​cat_highresPD.nii.gzと呼ばれる4Dファイルを作成します。 </li><li>モーションmcflirt 10を使用して連結されたファイルを修正します。このツールは、リニアのための自動化された堅牢な登録（アフィン）間およびインターモーダル脳画像を可能にします。選択より高い精度のためのさらなる最適化パスとしてSINC補間（内部）を利用し、4段階補正、。ターミナルウィンドウタイプの場合： mcflirt -in concat_highresPD -out mcf_concat_highresPD.nii.gz -stages 4 -plots 注：これはmcf_concat_highresPD.nii.gzと呼ばれる4Dファイルを作成します。 </li><li>最後に、fslmathsを使用して画像を意味し、3Dを作成します。ターミナルウィンドウタイプの場合： fslmaths mcf_concat_highresPD.nii.gz -Tmean mean_highresPD.nii.gz 注：これは、高品質であるmean_highresPD.nii.gzと呼ばれる3Dファイルを作成します。 </li><li> fslviewコマンドを使用して、最終的な結果の3D高解像度の画像を視覚化。あなたのイメージがどこにあるのディレクトリには、ターミナルウィンドウで次のように入力します。 fslview mean_highresPD.nii.gz。」 </li><li>問題のROIの強度プロファイルを検査します。 fslviewを使用して、ROIを作成します（これは、例えばLGNの領域にわたって描かれた縦線をすることができます）。 fslviewで高解像度のPD画像をロードします。 [ツール]タブをクリックし、その後のROIを描画するための画像を拡大する単一の画像タブをクリックします。その後、マスクを作成し、タブが続く[ファイル]タブをクリックします。興味のROI内の線を引きます。ファイル、[名前を付けて保存]をクリックしてROIを保存します。強度の比較、問題の他のROIのためのROI内の複数の領域のためのラインマスクを繰り返します。 </li><li>画像の結果の強度を分析するためにAFNIの3dmaskdumpコマンドを使用します。画像がどこにあるかのディレクトリでは、あなたのROIマスクの（result_mask.txtとして与えられた）画像強度と位置を抽出するために、ターミナルウィンドウで次のコマンドを使用します。 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. 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The authors have nothing to disclose.

この研究は、皮質下領域の高解像度PD強調画像を得るために収集し、分析技術で最適化されたプロトコルを記述しています。スキャンパラメータの数を試験し、SNRを向上させ、取得回数、高解像度の皮質下構造を決定することができることで重要なステップを減少させるために、マトリクスサイズ、ボクセルサイズ、帯域幅に関連する最も重要なものに改変しました。生きている人間の中に最適なパラメータを見つけることに関連して、本研究は、死後脳をスキャンすることにより、モーションアーチファクトと患者の時間的制約の気にすることなく、理想的な条件の下でMRIスキャナの絶対限界をテストしました。今後の研究では、この高解像度画像は、切片試料を染色する前に、テンプレートとして使用することができます。 以前の研究では、高解像度のPD構造のイメージングに適した緩和時間と最適なプロトコルを記載しています1.5 T 3,13のためのホルマリン固定、死後脳。本研究ではパラメータが臨床現場に最適な、減少したスキャン期間に許可され、最適化されました。我々は成功し、左右LGNの生体平均スキャンの最大の線強度プロファイルを報告しています。我々は、最大平均スキャン（ 生体内で 40、100死後）の線の強度プロファイルをプロットしました。左右の生体 LGN には明らかに 6つの層に対応する強度の6ピークを示します。ノイズを排除するために、我々はLGNごとに3つのラインプロファイル測定を測定しました。 最近の人間のMRI研究はLGNの高さを伝えられるのコントロール7と同様に、LGNの量の減少が緑内障群 8で報告されたに比べて減少した緑内障集団でLGNで萎縮を報告しています。両研究は、それらの画像は、私たちの研究で評価のために買収されたもののように明確ではなかったという点で制限されています。トンが、LGN層が十分に死後の平均で発見されなかった理由を、彼は層が明らかなように、最適なプロトコル（スキャン時間の〜5時間）の100ボリュームを取得した後死後脳では観察されなかったLGN、異なる可能性の数は、説明することができます。例えば、あまりにも多く、1mmのスライス厚、固定プロセスからぼかし、そしておそらくLGN原因の変性に、ボリューム容量の登録からぼかしすぎ、不十分なSNRおよび/またはインター層状のコントラストがあったかもしれませんこの特定の死後脳における緑内障7,8に。また、 生体脳内のコントロールの定量分析は、右のを発見し、LGNボリュームを残した全脳容積は1364.47センチメートル3であったのに対し、それぞれ167.94ミリメートル3、168.13ミリメートル3でした。脳全体のボリュームは909.62センチメートル3であったのに対し、死後は右とLGNボリュームを左73.11ミリメートル3とLGN 85ミリメートル3でした。何DIFはないように見えましたインビボのに比べて、LGNの死後の形をしたフェレンス。 LGN量と全脳の分析は、以前に9に報告された方法に基づいて実施しました。 我々の研究は、関心領域内のスライス選択スラブを使用して、医療現場での最適なパラメータを見つけたが、私たちの技術の制限は、スキャン時間を増加させるため、 生体内で脳全体を画像化含まれるであろう。例えば、1ボリュームで128スライスと同じパラメータで採取された全脳のPD-強調画像は、死後脳の全脳の高分解能イメージングのための理想的な収集するために〜21分かかります。しかし、in vivoでの検出に必要な5平均値の最小値で、〜スキャン時間の105分が必要とされるであろう。 結論として、本研究に記載の撮像方法は、ヒトの皮質下に将来の実験のために複製することができ、他の撮像modalitに比べて最高の品質でありますこのようなCTやPETのようIES。視覚系のLGNを含め、このような、内側膝状核、下丘、および蝸牛神経核などの多感覚皮質下など視床枕などの構造、および聴覚処理構造などの皮質下構造上の他の将来の調査を検査することができます。

本研究の目的は、生理的なノイズのない状態での構造のMRIの解像度の限界をテストすることでした。プロトン密度（PD）強調画像を登録するために必要な画像の最小数を決定するために長い時間（2〜24時間のセッション）で死後脳において取得されたと皮質下構造を解決するために平均化しました。比較のために、PD加重画像もセッションの数を介して人間の生活に取得しました。特に、目的はそれは厚さ約1mm（ 図1）、ヒトLGNのすべての6つの個々の層を、解決するために最良のシナリオでは可能であるかどうかを確認することでした。 <img alt="図1" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig1.jpg" /> 図1.人間の外側膝状核層。LGNの層構造の模式図。大細胞（M）層は、より大きな神経細胞で構成されています細胞の大きさと運動とコースアウトライン（層1-2、濃い灰色として描か）を解決するための責任がある小さいセル密度。小細胞性層（P）は（ライトグレーとして描か層4-6、）微形と色を解決する責任がある小さい神経細胞の大きさと、より大きな細胞密度で構成されています。スケールバー1ミリメートル。染色された人間のLGN 12に基づいて図。 行列のサイズが増加するとMRIの空間分解能が改善され、フィールド・オブビュー（FOV）とスライス厚が減少したとき。しかしながら、増加した解像度は、ボクセル体積に比例した信号対雑音比（SNR）に信号を減少させます。 SNRはまた、測定値の数の平方根に比例します。複数の画像が別々のイメージングセッションの数を介して取得することができるが、生きているヒトでは、最終的な解決は、呼吸、循環脈動や頭の動きとして、生理的なノイズによって制限されます。 高い-resolution（0.35ミリメートルの面内のボクセル）は、重み付けされたスキャンを取得したPD。 PDのスキャンは視床1の灰色と白のコントラストを強調し、T 1とT 2の影響を最小限に抑えた画像になります。その画像は、撮像ボリューム内のタンパク質や脂肪などの水と高分子の形でのプロトンの密度に依存しています。磁化2の高い縦成分には画像を明るく信号における組織結果の陽子数の増加。 それらは周囲の組織と皮質下構造のより高いコントラストを提供するので、PD加重スキャンを収集しました。そのようなT1-及びT2強調画像などの他のコントラストが、1,3ƒ決定されるように、より小さなコントラスト対雑音比にLGNのような皮質下構造を描写することが困難になります。 同様に、以前の研究は、ホルマリンのPD-強調画像は、死後脳がresulte固定発見しましたT1-と同様のグレーと白質画像強度3,4を持っていた T2強調画像と比較して、灰色と白質間のより高いコントラスト差でD。基礎となる生物物理学的な決定は、これらの違いを説明することができます。水素プロトンの（縦）T1およびT2（横）緩和時間は、組織内でどのように水の移動に依存しています。このような架橋タンパク質によるホルマリン作品として固定剤。固定剤が使用される場合、水の移動性との間の差は、異なる組織タイプの間で低減されます。脳組織内のプロトンの相対密度の差は、より良いコントラスト分化3,4を提供する 、固定して増加したのに対し、減少T1組織コントラストは、固定後に観察されています。 以前の研究では1.5 T 5,6,7を使用して 、PD加重スキャン中、および3のTスキャナ8,9でLGNを同定しました。これは正確の範囲を概説することができるようにこれらのスキャンを得ることが重要ですLGN。皮質下核の完全なカバレッジを維持するために、18 PD加重スライスは視床以内に得られました。各ボリュームは、2倍の解像度102​​4行列を再サンプリング（0.15 mmの面内ボクセルサイズ）、連結された、動きが補正され、皮質下構造の高解像度3D画像を生成するために平均しました。次のスライスの処方に必要なPD画像の最適な数は、生きているヒトにおいて15分未満にスキャン時間を短縮する、5ました。わずか1 PDイメージは3分未満にスキャン時間を短縮することが、明らかに死後脳で皮質下領域を区別するために必要とされた（ 図2および3）。 全体ホルマリン固定死後脳標本は、82歳で心肺停止で死亡した女性からスキャンしました。医療記録の見直しは、彼女が持っていたことを明らかにした：子宮摘出で処理された慢性閉塞性肺疾患、狭心症、トリプルバイパス手術8年前に死に、子宮癌を7年前に死亡、高脂血症、緑内障、白内障手術へ。死後脳検体をC.Theの死後の脳は、画像品質の比較のために多くの時間をかけて同じイメージングプロトコルで、ならびに他のパラメータを用いてスキャンし、4℃で少なくとも3週間、10％中性緩衝ホルマリン中に浸漬固定しました。 。のみ最適化されたパラメータは、プロトコルのために説明します。

<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

この研究の焦点は、人間の脳の生活に比べ死後脳の構造的MRIの解像度の限界をテストすることでした。 in vivoでの構造的MRIの解像度は、最終的に拍動、呼吸や頭の動きなど、生理学的ノイズによって制限されます。画像化ハードウェアは改善し続けているが、それはミリメートルスケールの構造を解決することは困難です。例えば外側膝状核（LGN）、通常6インターリーブ単眼層で構成されて視床における視覚リレーと制御核に、一次視覚感覚経路のシナプス。ニューロイメージング研究は確実に、厚さ1ミリメートル未満のサイズが小さいため、これらの層を区別することができていません。 死後脳の構造的MRIの分解能限界は、長い時間（〜24時間）にわたって平均化複数の画像を用いて試験しました。目的は、個々のLを解決することが可能であったかどうかを試験することでした生理的ノイズの不在下でのLGNのエアーズ。プロトン密度（PD）1加重パルスシーケンスを登録するのに必要な画像の最小数を決定するために、解像度および他のパラメータを変えて使用し、確実にLGNおよび他の皮質下の領域を区別するために平均しました。結果は、ヒトの脳の中で生きて取得した画像と比較した。 インビボでの被験体は、臨床用途に有用な皮質下構造を区別するために必要なPDスキャンの最小数の生理学的ノイズの付加的な効果を決定するためにスキャンしました。

皮質下の視床内処方されると、PD強調画像は、スライス選択ボックス（ 図4）内に収集されます。 SNRは、両方の死後およびインビボスキャンにおける平均の数を増やすことによって改善されました。画像品質を決定するために、異なるスキャンの平均値からのSNRは脳外のいくつかのエリアに標準偏差で平均脳領域の信号を分割して比較しました。 SNRがμ 組織が ​​脳領域内のROIの平均ピクセル強度値を示すSNR = 0.655 *μ 組織 /σ 空気 11として計算し、σ 空気は、バックグラウンド空気中のROIのノイズの標準偏差を表しますアーティファクトをゴーストのない画像と、0.655の要因は、強度画像（ 図2）でのバックグラウンドノイズのライス分布を示しています。死後脳は明らかdemarcaを示しています5 PD加重平均画像（〜15分）皮質下構造の明確な境界を示すために、in vivoでの脳のために必要とされる最小限の一方のみ1、PD加重ボリューム（〜3分の取得時間）における皮質下構造の化、（ 図3） 。 in vivoで 5体積平均は40体積平均（ 図5）と同様の明確な皮質下の詳細を示しました。単一死後量は100体積平均（ 図6）と同様の詳細を示しました。我々は、最大平均スキャン（ 生体内で 40、100死後）の線の強度プロファイルをプロットしました。左右の生体 LGN には明らかに 6つの層に対応する強度の6ピークを示します。これは、ノイズによる単純に偽の結果ではなかったことを確認するために、我々はそれぞれに同じピークを観察する、異なる水平位置にLGNごとに3つのラインプロファイルを測定しました。 LGNでは、層の間の領域は、より少ない細胞体を有し、低密度かつ番目であると予想されます<html> ereforeは低いPDの強さを示しています。死後脳では、層（ 図7）に帰することができ、強度にばらつきがありませんでした。 MRI取得中に上記のプロトコルに従って、in vivoでの 1と1死後脳からの代表的な結果を比較しました。 <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig2.jpg" /> 死後および in vivo脳画像内の番号 PDの加重平均値にSNRの図2の比較。SNRは、（グレーで表示）死後スキャンの両方で平均値の数を増やすことにより、 および in vivo スキャン （黒で表示） に改善しました。 <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig3.jpg" />_content &quot;&gt; 図 3に生体内の直接比較と死後脳画像 。 &#160; （A）冠状（ インビボ）のカラム1のスライスと同じパラメータを持つ5 PDボリューム平均の2列（死後）脳。 （B）4のPD体積平均、（C）3のPDの体積平均、（D）2のPD体積平均、（E）1のPDボリューム。死後脳は1、PDボリューム内の皮質下構造の明確な境界を示しているのに対し、in vivoでの脳は、5 PD平均で皮質下構造の明確な境界を示しています。 インビボおよび死後脳の両方のためのパネルAホワイトスケールバーは10mmであり、白矢印は右の位置を表し、LGNを残し<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig3large.jpg" target="_blank">、この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alT =「図4「SRC = &quot;/ファイル/ ftp_upload / 53309 / 53309fig4.jpg&quot; /&gt; 図4. PDスライス選択の境界。LGNおよび脳幹を含む視床を囲むスライス選択境界（白線）を表示生きている人間の脳内の解剖学的画像のサジタルビュー。スライス選択境界は18スライスで構成されるPDの画像スラブ、生きている人間の太い各1ミリメートル、また、死後脳を収集するためのテンプレートとして使用した。 <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig4large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図5" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig5.jpg" /> 生体脳画像で図5（A）の女性（27歳）5 PDボリュームスキャン中の平均の冠状スライス：取得時間= 179秒、512マトリックス、帯域幅= 40 Hzの/ PX、TR = 3.25秒、TE = 32 MS、18スライス、0.3＆＃215; 0.3×1ミリメートル3ボクセル[0.15×0.15×0.5ミリメートル3ボクセルアップサンプリングされました]。 LGNと他の​​皮質下構造の明確な描写が観察されます。 （B）同じ脳の冠状切片を（A）と同じ撮像パラメータと、同じセッション（総取得〜2時間）で40 PDボリュームで平均。ズームための図 （A）と（B）とホワイトスケールバーは10mmであり、白矢印は右の位置を表し、LGNを残した。 <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig5large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図6" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig6.jpg" /> 図6.死後脳画像 （A）1、PDボリュームスキャンで取得した死後脳の冠状切片：取得時間= 179秒、512マトリックス、帯域幅= 40 Hzの/ PX、TR= 3.25秒、TE = 32ミリ秒、18スライス、0.3×0.3×1ミリメートル3ボクセル[アップサンプリング0.15×0.15×0.5ミリメートル3ボクセル]。皮質下構造の明確な描写が観察されます。白いスケールバーは10mmであり、白矢印は、左右LGNの位置を示します。前部視床枕核（APul）、CA1-CA3フィールド：死後脳の（B）冠状スライスは、皮質下構造の明確な境界で、A.ズームしビューと同じスライス処方箋と100 PD（〜5時間スキャン時間）ボリュームで平均海馬、外側膝状核（LG）は、内側膝状核（MG）、視床枕（PUL）、視床網様核（RT）、腹側後部視床核（VPL）の。 <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig6large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図7" src="/files/ftp_upload/53309/53309fig7.jpg" /><stin vivoのための栄&gt;図7 LGN線強度プロファイル。線強度プロファイルは、LGN（青）、右LGN（緑）を離れ、死後はLGN（赤）と右LGN（黒）を左に投稿してください。これらの行は、最大平均値（ 生体内で 40、100死後）のためのものです。左右の生体 LGN には明らかに 6つの層に対応する強度の6ピークを示します。ノイズを排除するために、 インビボ LGN の左右のための3つのラインプロファイルは、明確な相関関係を示し、別の水平方向の位置で測定しました。左と右の死後LGNが層に帰することができた強度の観測可能なピークを示さなかった。 <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53309/53309fig7large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a>

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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.

ヒト皮質下の高分解能構造磁気共鳴イメージング<I&gt;インビボ</I&gt;と死後

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 ...

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Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Neuroscience

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

15.3K ビュー.  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. 

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

Multiple-mouse Neuroanatomical Magnetic Resonance Imaging

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

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

複数のマウスの神経解剖学的磁気共鳴イメージング

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

神経科学

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.

セミ厚い脳スライスにおける高解像度蛍光イメージングへの迅速なアプローチ

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.

人間の中脳の高解像度機能的磁気共鳴画像法

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.

開発神​​経上皮における細胞挙動の高解像度のライブイメージング

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.

一次運動野代謝に及ぼすバイ半球経頭蓋電気刺激効果の測定のためのツールと​​しての磁気共鳴分光法の利用

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).

組織抽出物の高分解能核磁気共鳴分光法によるラット脳のメタボローム解析

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.

高解像度<em&gt;インビボ</em&gt; 3T磁気共鳴画像を用いたヒト海馬サブフィールドのためのマニュアルセグメンテーションプロトコル

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.

恒久的な脳虚血における脳卒中発症時間推定のための磁気共鳴イメージ投射プロトコル

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 ...

High-resolution Confocal Imaging of the Blood-brain Barrier: Imaging, 3D Reconstruction, and Quantification of Transcytosis

The blood-brain barrier (BBB) is a dynamic multicellular interface that regulates the transport of molecules between the circulation and the brain. Transcytosis across the BBB regulates the delivery of hormones, metabolites, and therapeutic antibodies to the brain parenchyma. Here, we present a protocol that combines immunofluorescence of free-floating sections with laser scanning confocal microscopy and image analysis to visualize subcellular organelles within endothelial cells at the BBB. Combining this data-set with 3D image analysis software allows for the semi-automated segmentation and quantification of capillary volume and surface area, as well as the number and intensity of intracellular organelles at the BBB. The detection of mouse endogenous immunoglobulin (IgG) within intracellular vesicles and their quantification at the BBB is used to illustrate the method. This protocol can potentially be applied to the investigation of the mechanisms controlling BBB transcytosis of different molecules in vivo.

Here we present a microscopy-based protocol for high-resolution imaging and a three-dimensional reconstruction of the mouse neurovascular unit and blood-brain barrier using brain free-floating sections. This method allows for the visualization, analysis, and quantification of intracellular organelles at the BBB.

血液-脳関門の高分解能共焦点イメージング: イメージング、三次元、トランスサイトーシスの定量化

The blood-brain barrier (BBB) is a dynamic multicellular interface that regulates the transport of molecules between the circulation and the brain. ...

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.

慢性脊髄圧迫における拡散テンソル磁気共鳴画像

Chronic spinal cord compression is the most common cause of spinal cord impairment in patients with nontraumatic spinal cord damage. Conventional magnetic ...