Funktionel magnetisk resonans imaging | Tidende for Neurologi, Neurokirurgi & Psykiatri

PRINCIPPER FOR FUNKTIONEL MRI

Kontrast i et magnetisk resonans billede

kontrasten i et magnetisk resonans billede (som bestemmer den tydelige struktur i det, vi ser), afhænger af hvordan den er erhvervet. Ved at tilføje radiofrekvens – eller gradientpulser og ved omhyggeligt valg af deres timinger er det muligt at fremhæve forskellige egenskaber ved det væv, der afbildes., Mens det er generelt rigtigt, at MR kort distribution af vand i hjernen, er det nyttigt kontrast i MR-billederne kommer ikke kun fra rumlige variationer i tætheden af vand, men også fra forskelle i grundlæggende nukleare magnetiske processer kendt som afslapning, der er karakteriseret ved forskellige satser, eller “afslapning gange.”Der er tre afslapningstider, der er af primær interesse for MR—T1, T2 og T2*., Disse beskriver tidskonstanten for magnetisationens tilbagevenden til dens ligevægtsposition, der er justeret langs scannerens statiske magnetfelt, når den forstyrres (T1-afslapning), og tidskonstanterne, der er forbundet med tab af signal, når magnetisationen er blevet samplet (T2 og T2* – afslapning). T2 * er den mest relevante afslapningstid for at forstå kontrast i fMRI-billeder.,

det fysiologiske grundlag for fed fMRI

det meste af den energi, der bruges til neuronal aktivitet, bruges som et resultat af den postsynaptiske neuronale depolarisering og i mindre grad de genererede handlingspotentialer.2 energiomkostningerne stammer derfor fra informationsoverførsel og dens integration postsynaptisk. Substratlevering til energimetabolisme øges med øget lokal blodgennemstrømning. Det er imidlertid ikke den øgede energiforbrug i sig selv, der direkte driver stigningen i blodgennemstrømningen.,3 i stedet synes øget blodgennemstrømning at være en direkte konsekvens af neurotransmittervirkning og afspejler således lokal signalering. Elektrofysiologisk er stigninger i det dristige signal korreleret tydeligst med det lokale feltpotentiale snarere end den neuronale fyringshastighed.4 blodgennemstrømningen stiger faktisk over et bredere volumen og i større grad end nødvendigt blot for at tilvejebringe ilt og glukose til den øgede energiproduktion, så iltudvinding falder med større neuronal aktivitet.,

det volumen, som blodgennemstrømningen stiger i forbindelse med neuronal aktivitet, bestemmes af niveauet for lokal kontrol af perfusion, som menes at være fodringsarteriolerne.5 der kan være flere mediatorer af den arteriolære respons, men nitrogeno .id (NO) og eicosanoider er klart vigtige under normale omstændigheder.67 Binding af glutamat til receptorer på astrocytter udløser ingen frigivelse, og gliaceller omkring synapsen kan bidrage til at kontrollere det vaskulære respons.,8

Biofysik af fed fMRI

reduceret iltekstraktion fører til en stigning i forholdet mellem o .y – og DEO .yhæmoglobin i et område med neuronal aktivering. Oprindelsen af den tilknyttede BOLD fMRI signal ændring ligger i de forskellige magnetiske egenskaber af hæmoglobin, der transporterer ilt (oxyHb) og deoxygenated hæmoglobin (deoxyHb). Deo .yhb er lidt paramagnetisk i forhold til hjernevæv, mens o .yhb er isomagnetisk.,9 Fartøjer, der indeholder iltet blod dermed forårsager lidt eller ingen forvrængning af det magnetiske felt i det omkringliggende væv, mens kapillærer og vener, der indeholder blod, der er delvist deoxygenated fordreje det magnetiske felt i deres vicinity1011 (fig 1). Det mikroskopiske område inhomogeneities, der er forbundet med tilstedeværelsen af deoxyHb føre til destruktiv interferens fra signal i vævet voxel, en proces, der har tendens til at forkorte T2* afslapning., Når iltekstraktion falder med forbedret lokal blodgennemstrømning i et område med større neuronal aktivitet, bliver T2* længere, og MR-signalintensiteten øges i forhold til basistilstanden.

den præcise mængde, hvormed MR-signalintensiteten øges, afhænger af flere faktorer., Der er et bidrag fra vandmolekyler i blodet (det intravaskulære rum) og fra vandmolekyler i vævsrummet omkring karene (det ekstravaskulære rum). Det observerede signal er et volumenvægtet gennemsnit af signalændringer både fra intravaskulært vand i lokale kapillærer og vener og vand i det umiddelbare ekstravaskulære rum., Fed signalændring stiger lineært med den statiske feltstyrke af MR-scanneren for blodkar, der har større radius end cirka 8 µm og kvadratisk, når man overvejer blodkar, der er mindre end denne værdi.1213

selvom kun 3-5% af vandmolekylerne i gråt stof er i det vaskulære rum (i hvidt stof er værdien tættere på 2%), kan bidraget fra det intravaskulære Bidrag til den dristige signalændring være væsentligt.1314 fordi T2 og T2* afslapningstider af blod ved 1.,5 Tesla er lange sammenlignet med væv, og extravascular vand effekter er relativt lokaliseret omkring de skibe, signal fra den intravaskulære vand-pool har en dominerende virkning (anslået til 60%) på en aktivitet signal intensitet ændringer på 1,5 Tesla.15 signalændringer med hjerneaktivitet kan således undertiden påvises i store dræningsårer, der kan være en vis afstand fra stedet for neuronal aktivitet.,

i mindst nogle områder af hjernen (for eksempel visuel og primær motorisk Corte.) kan der observeres et lille forbigående fald i det dristige signal efter aktivitetsstart, før det karakteristiske signal øges.16 Dette er blevet fortolket som afspejler lokal deo .ygenering af blod i kapillærlejet forud for starten af aktiveringsrelateret hyperæmi. Denne “indledende dip” kan give et mere præcist mål for lokaliseringen af aktiveringen.,17 størrelsen af ændringen er imidlertid flere gange mindre end den senere dristige signalforøgelse, så det er usandsynligt, at det giver en praktisk tilgang til forbedret funktionel kortlægning til kliniske applikationer i den nærmeste fremtid.

praktisk implementering

mange MR-scannerproducenter leverer nu tilføjelsesfunktioner, der gør det nemt at udføre standard fMRI-procedurer., Disse inkluderer egnede pulssekvenser, perifere enheder til præsentation af stimuli til emnerne i scanneren, enheder til registrering af svar fra emnet og endda statistisk analyse og displaypakker, der tillader vurdering af dataene, mens motivet forbliver i magneten. Den mest almindelige billeddannelsessekvens, der bruges, er den hurtige metode til echo planar imaging (EPI),18, som tillader indsamling af hele hjernedata på få sekunder eller mindre. Den rumlige opløsning er betydeligt lavere (typisk 4 4 4 4 4 mm3) end ved en konventionel MR-scanning (fig 2)., Billedintensiteten reduceres også i frontale og tidsmæssige regioner, og der er en vis forvrængning af hjernens form. Disse problemer stammer fra følsomheden af EPI—scanningen til feltgradienter forårsaget af magnetiske følsomhedsforskelle-for eksempel ved luft sinus/vævsgrænseflader. Dette problem forværres med stigende feltstyrke.

i et fMRI-eksperiment erhverves en stor serie billeder hurtigt, mens motivet udfører en opgave, der skifter hjerneaktivitet mellem to eller flere veldefinerede tilstande. Flere hundrede sådanne mængder kan indsamles i en enkelt session, mens emnet udfører forskellige opgaver. Ved at sammenholde signalet tid kursus i hvert bind-element (voxel) skive stak med den kendte tidspunktet løbet af den opgave det er muligt at identificere disse voxels i hjernen, som viser forandringer, der er forbundet med hjernens funktion under overvejelse.,

Design af fMRI-studier

metoder såsom positronemissionstomografi (PET) giver et absolut mål for vævsmetabolisme. I modsætning, fed fMRI kan i øjeblikket kun bruges til at bestemme relative signalintensitetsændringer forbundet med forskellige kognitive tilstande under en enkelt billeddannelsessession. Den mest tidseffektive tilgang til sammenligning af hjernesvar i forskellige tilstande under billeddannelseseksperimentet er” block ” design19 (fig 3)., Dette design bruger relativt lange skiftende perioder (for eksempel 30 sekunder), hvor hver af dem opretholdes en diskret kognitiv tilstand. I den simpleste form, kan der kun være to sådanne stater, som vekslede hele eksperimentet for at sikre, at variationer, der opstår fra udsving i scannerens følsomhed, patienten bevægelser eller ændringer i opmærksomhed har en tilsvarende effekt på signalet svar, der er forbundet med begge stater.,

det kan dog blive vanskeligt at kontrollere en kognitiv tilstand nøjagtigt i de relativt lange perioder af hver blok, eller nogle opgaver kan simpelthen være upassende for dette design (for eksempel som i et “oddball” – paradigme). I sådanne tilfælde kan der anvendes et begivenhedsrelateret design, hvor data erhverves, mens diskrete stimuli eller responser gentages20 (fig 3). Resultater fra mange forsøg er derefter gennemsnit for at give en målbar respons. Begivenhedsrelateret fMRI kræver længere anskaffelsestider end blokdesignet for at opnå et tilstrækkeligt signal til støjforhold., En relateret tilgang er at præsentere stimuli på en periodisk måde og derefter kortlægge svar med hensyn til deres tidsmæssige fase i forhold til stimuluspræsentationen.21

analyse af fMRI-studier

de rå fed fMRI-data kan erhverves over perioder så korte som et par minutter. For simple analyser, nær “real-time” visning af endelige statistiske kort over aktivering er mulig (selvom—i det mindste i et forskningsmiljø—fuld analyse kan kræve omfattende beregning og langt mere omfattende analyse gange)., Det grundlæggende mål i analysen af funktionelle billeddannelseseksperimenter er at identificere vo .els, der viser signalændringer, der varierer med de skiftende hjernetilstande af interesse på tværs af de serielt erhvervede billeder. Dette er et udfordrende problem for fMRI data, fordi signalet ændringer er små (0,5% til 5%) (førende til potentielt falsk negative resultater eller type II-fejl), og antallet af voxels samtidig forhørt på tværs af de afbildede volumen er meget stor (potentielt give potentielle falske positive resultater eller type i-fejl)., En tilgang til forbedring af følsomheden er at gennemføre undersøgelser af grupper af individer: selvom ændringerne er små, kan konsekvent aktiverede regioner derefter identificeres.

forskellige typer statistiske analyser kan udføres. En” fi .ed effects ” -analyse giver et udtryk for ændringer i gruppens middelsignal i forhold til gruppen, der er poolet inden for emnet varians., Dette giver et følsomt mål for, om gruppen aktiveres i gennemsnit, men ser ikke på genstand for subjektvariabilitet og kan derfor ikke bruges til at foretage generaliseringer om den større befolkning, som gruppen blev trukket fra. For at gøre dette ville man bruge en “tilfældig” eller “blandet” effektmodel. Sådanne modeller tager ikke kun hensyn til variansen i en måling for et individuelt emne, men også variansen i målinger mellem individer.,

de observerede signalændringer er små, og fortolkning af resultater for enkeltpersoner (for eksempel i en klinisk undersøgelse) kræver en vurdering af reproducerbarheden af en undersøgelse. Det nøjagtige omfang af betydelige aktivering kan vise betydelig variation mellem sessioner, som det lave signal / støj-voxels på kanten af aktivering volumen vil blive medtaget trinløst, afhængigt af støj udsving.22 ikke desto mindre er test–retest-korrelationer af aktiveringsgrad for typiske kognitive opgaver gode (for eksempel r = 0, 69).2324 Meta-analyser har bekræftet konsistente lokaliseringer.,25 specifikke fed signalegenskaber (såsom den maksimale signalændring eller timing i forhold til en stimulus) kan også være meget reproducerbar.26

lokaliseringernes nøjagtighed må kun kvantificeres med hensyn til andre teknikker. Dette kompliceres af usikkerheder om, hvordan data fra forskellige modaliteter (eller hjerner i forskellige størrelser og former) er bedst justeret (eller registreret).27 sammenligninger med invasiv elektrofysiologi hos ikke-menneskelige primater antyder, at korrespondancen mellem direkte optagelser af lokale feltpotentialer og fMRI-ændringer kan være høj.,4 Der er fundet god overensstemmelse mellem funktionelle lokaliseringer baseret på EEG og fMRI hos mennesker.28

En af de mest betydningsfulde forstyrrende faktorer i fMRI er den ekstreme følsomhed over for bevægelse, enten af hele hovedet eller endda hjernen alene (for eksempel, pulseringer, der er forbundet med åndedræts-eller hjerte-cykler). Et første trin i analysen er derfor post hoc-justering af hjernemængderne ved hjælp af automatiserede algoritmer, der minimerer forskellen mellem efterfølgende billeder., Efter bevægelseskorrektion af dataene anvendes ofte rumlig udjævning og tidsmæssig filtrering af dataene primært for at reducere støj i dataene. En række statistiske tests kan derefter udføres for at identificere vo .els, hvor signalændringerne korrelerer over tid med skift mellem de anvendte “kontrol” – og “stimulus” – tilstande. Den enkleste fremgangsmåde er at generere et kort over t statistik for signal ændringer på en VO .el ved vo .el basis., En relateret tilgang er at korrelere tidsforløbet for signalændring i hver vo .el med et modeltidskursus baseret på det forventede neurale respons (passende konvolveret med en model af det hæmodynamiske respons), som også kan bruges til at generere et T-statistisk kort. Betydningen tærskel i alle tilfælde skal ske en stramning i forhold til antallet af uafhængige sammenligninger (selv, på grund af geografiske sammenhænge i data, dette er mindre end det samlede antal voxels).