Funksjonell magnetisk resonans imaging | Journal i Nevrologi, Nevrokirurgi & Psykiatri

PRINSIPPER FOR FUNKSJONELL MR

Kontrast i et magnetisk resonans bilde

kontrasten i et magnetisk resonans avbildning (som bestemmer tydelig struktur i det vi ser), avhenger av hvordan den er ervervet. Ved å legge til radio frekvens eller gradient pulser, og ved omhyggelig valg av tidsberegning, er det mulig å belyse ulike egenskaper av vev som avbildes., Mens det er generelt sant at MR kart distribusjon av vann i hjernen, nyttig kontrast i MR bilder kommer ikke bare fra romlige variasjoner i tetthet av vann, men også forskjeller i grunnleggende nuclear magnetic prosesser kjent som avslapning, som er karakterisert ved forskjellige priser eller «avslapping ganger.»Det er tre avslapping ganger som er av primær interesse i MR—T1, T2 og T2*., Disse beskriver tiden konstant for retur av magnetisation til sin likevekt posisjon på linje langs den statiske magnetfelt på skannerens når det er forstyrret (T1 avslapning), og tid konstanter forbundet med tap av signal når magnetisation har blitt samplet (T2 og T2* avslapping). T2* er den mest relevante avslapping tid for å forstå kontrast i fMRI-bilder.,

De fysiologiske grunnlag av BOLD fMRI

de Fleste av den energien som brukes for neuronal aktivitet er gjort som et resultat av den postsynaptiske neuronal depolarisation og, til en viss grad, action potensialer generert.2 energikostnader derfor oppstår fra informasjon overføre og dens integrering postsynaptically. Underlaget levering for energi metabolisme er økt med økt lokal blodstrøm. Imidlertid, det er ikke den økte energibruken i seg selv som direkte driver økning i blodstrømmen.,3 i Stedet, økt blodstrøm ser ut til å være en direkte konsekvens av nevrotransmitter handling og dermed gjenspeiler lokale signalering. Electrophysiologically, øker i BOLD-signalet er korrelert mest tydelig med det lokale feltet potensialet heller enn neuronal skyte pris.4 blodstrøm faktisk øker over et større volum og i større grad enn det som er nødvendig bare for å gi oksygen og glukose for økt produksjon av energi, slik at oksygen utvinning avtar med større neuronal aktivitet.,

volum over hvor blodstrømmen øker forbundet med neuronal aktivitet er funnet bestemmes av nivået på lokal kontroll av perfusjon, som er tenkt å være fôring arterioler.5 Det kan være flere meklere av arteriolar svar, men nitrogenoksid (NO) og eikosanoider klart er viktig under normale omstendigheter.67 Binding av glutamat til reseptorer på astrocyttene utløser INGEN utslipp, og glial cells rundt synapse kan bidra til å kontrollere den vaskulære respons.,8

Biofysikk av BOLD fMRI

Redusert oksygen utvinning fører til en økning i forhold til oxy – å deoxyhaemoglobin i en region av nevronal aktivering. Opprinnelsen til forbundet BOLD fMRI signal endre ligger i de ulike magnetiske egenskaper av hemoglobin-bærer oksygen (oxyHb) og deoxygenated hemoglobin (deoxyHb). DeoxyHb er litt paramagnetiske i forhold til hjernevev, mens oxyHb er isomagnetic.,9 Fartøy som inneholder oksygenrikt arterielt blod dermed føre til liten eller ingen fordreining av det magnetiske feltet i omkringliggende vev, mens kapillærer og vener som inneholder blod, som er delvis deoxygenated forvrenge det magnetiske feltet i sin vicinity1011 (fig 1). Den mikroskopiske feltet inhomogeneities assosiert med tilstedeværelse av deoxyHb føre til destruktiv interferens fra signaler i vev voxel, en prosess som har en tendens til å forkorte T2* avslapping tid., Dermed, som oksygen utvinning faller med forbedret lokale blodgjennomstrømningen i et område med større neuronal aktivitet, T2* blir lengre og MR-signal intensitet øker i forhold til referansebanen staten.

nøyaktig beløp som MR-signal intensitet øker avhenger av flere faktorer., Det er et bidrag fra vann molekyler i blodet (intravaskulær cab) og fra vann molekylene i vevet plass rundt på fartøy (den extravascular rom). Den observerte signalet er en volumveid gjennomsnitt av signal endringer både fra intravaskulær vann i lokale kapillærer og vener og vann i umiddelbar extravascular batterirommet., BOLD-signalet endre øker lineært med den statiske felt styrke MR-skanner for blodkar som er av større radius enn ca 8 mikrometer og quadratically når de vurderer blodkar som er mindre enn denne verdien.1213

Selv om bare 3-5% av vannmolekyler i grå materie er i det vaskulære plass (i hvit substans verdien er nærmere 2%), bidrag av intravaskulær bidrag til FET signal endringen kan være betydelig.1314 Fordi T2 og T2* avslapping ganger av blod på 1.,5 Tesla er lange sammenlignet med vev, og extravascular vann effekter er relativt lokalisert rundt fartøyene, signal fra intravaskulær vann-bassenget har en dominerende effekt (beregnet til 60%) på aktivitet knyttet signal intensitet endringer på 1,5 Tesla.15 Signal endres med hjerne aktivitet og dermed kan noen ganger bli oppdaget i store drenering vener som kan være en viss avstand fra stedet av nevronal aktivitet.,

I minst noen områder av hjernen (for eksempel visuelle og primær motorisk cortex), en liten, forbigående reduksjon i BOLD-signalet kan observeres etter utbruddet av aktivitet før den karakteristiske signal øke.16 Dette har vært tolket som reflekterer lokale deoxygenation av blod i kapillær seng før utbruddet av aktivering forbundet hyperaemia. Denne «første dukkert» kan gi en mer nøyaktig måling av lokaliseringen av aktivering.,17 Men omfanget av endring er flere ganger mindre enn den senere BOLD-signalet øke, så det er usannsynlig å gi en praktisk tilnærming for bedre funksjonell kartlegging for kliniske applikasjoner i nærmeste fremtid.

Praktiske gjennomføringen

Mange MR-scanner produsenter nå levere add-on funksjoner som lar standard fMRI prosedyrer som skal utføres enkelt., Disse inkluderer egnet puls-sekvenser, perifere enheter for presentasjon av stimuli til fagene i skanneren, enheter for opptak svar fra motivet, og til og med statistisk analyse og vise pakker som tillater vurdering av data mens motivet forblir i magneten. Den mest vanlige imaging sekvens som brukes er rask metode for echo plan imaging (EPI),18 som lar samling av hele hjernen data i noen få sekunder eller mindre. Den romlige oppløsningen er betydelig lavere (vanligvis 4×4×4 mm3) enn for en konvensjonell MR-skanning (fig 2)., Bildet intensitet er også redusert i frontal og temporale områder, og det er noen forvrengning av formen på hjernen. Disse problemene kan oppstå fra følsomheten av EPI skanning til feltet graderinger forårsaket av magnetiske mottakelighet forskjeller—for eksempel, på air sinus/vev-grensesnitt. Dette problemet forverres med økende feltet styrke.

I en fMRI eksperiment en stor serie av bilder som er ervervet raskt mens emnet skal utføre en oppgave som skifter hjernens aktivitet mellom to eller flere godt definert stater. Flere hundre slike mengder kan være samlet i en enkelt økt, mens motivet gjør forskjellige oppgaver. Ved å sammenholde signalet gang kurs i hvert volum element (voxel) av stykket stabel med kjent gang løpet av de oppgaver som det er mulig å identifisere de voxels i hjernen som viser endringer som er forbundet med hjernen funksjon under vurdering.,

Design av fMRI studier

Metoder som positron emisjon tomografi (PET), som gir et absolutt mål på vev metabolismen. I kontrast, BOLD fMRI kan i dag bare brukes for å bestemme relativ signal intensitet endringer knyttet til ulike kognitive tilstander i løpet av en enkelt imaging økt. Mest tid effektiv tilnærming for å sammenligne hjernen reaksjoner i forskjellige land under bildebehandling eksperiment er «block» design19 (fig 3)., Dette design bruker relativt lang vekslende perioder (for eksempel 30 sekunder), og under hver av dem en diskret kognitiv tilstand opprettholdes. I den enkleste formen, kan det bare være to slike stater, som er vekslet gjennom eksperiment for å sikre at variasjoner fremkommer fra svingninger i skanner, følsomhet, pasient-bevegelsen, eller endringer i oppmerksomhet har en lignende effekt på signal svar knyttet til begge stater.,

Men det kan bli vanskelig å styre en kognitiv tilstand nettopp for den relativt lange perioder av hver blokk, eller noen oppgaver kan rett og slett være upassende for dette design (for eksempel, som i en «processes» paradigme). I slike tilfeller kan en hendelse som er relatert design kan brukes i hvilke data som er ervervet mens diskret stimuli eller svar er repeated20 (fig 3). Resultater fra mange studier er da i gjennomsnitt å gi en målbar respons. Hendelse som er relatert fMRI krav lenger oppkjøp ganger enn blokkere design for å oppnå en tilstrekkelig signal til støy-forhold., En beslektet tilnærming er å presentere stimuli i en periodisk mote og deretter til kart svar i form av deres timelige fase i forhold til at av stimulans presentasjon.21

Analyse av fMRI studier

Den rå BOLD fMRI data kan skaffes over perioder så kort som et par minutter. For enkle analyser, nær «real-time» visning av endelige statistiske kart over aktivering er mulig (selv om—i hvert fall i et forskningsmiljø—full analyse kan kreve omfattende beregninger og mye mer omfattende analyse ganger)., Det grunnleggende målet i analyse av funksjonelle imaging eksperimenter er å identifisere voxels som viser signal endringer som varierer med skiftende hjernen stater som er av interesse på tvers av serielt kjøpt bilder. Dette er en utfordrende problem for fMRI data fordi signalet endringene er små (0,5% til 5%) (fører til potensielle falske negative resultater eller type II-feil) og antall voxels samtidig avhørt på tvers av den avbildede volumet er svært stor (potensielt gi potensielle falske positive resultater eller type i-feil)., En tilnærming for å øke følsomheten er å foreta studier av grupper av individer: selv om endringene er små, konsekvent aktivert regioner kan da bli identifisert.

Forskjellige typer statistiske analyser kan gjøres. En «fixed effects» – analyse gir et uttrykk for endringer i gruppen mener signal i forhold til gruppen samlet innenfor emnet varians., Dette gir et følsomt mål på om gruppen aktiverer i gjennomsnitt, men ser ikke på emne til emne variasjon, og kan derfor ikke brukes til å gjøre generaliseringer om større populasjon som den gruppen som ble trukket. For å gjøre dette ville man bruke en «tilfeldig» eller «mixed» effekt-modellen. Slike modeller tar hensyn ikke bare variansen i en måling for en enkelt gjenstand, men også variansen i målingene mellom individer.,

signalet endringer observert er små, og tolkning av resultater for enkelt personer (for eksempel i en klinisk studie) krever en styrking av reproduserbarheten av en studie. Nøyaktig volum av betydelige aktivering kan vise stor variasjon mellom øktene, som lavt signal til støy voxels på kanten av aktivering volumet vil bli inkludert trinnløst, avhengig av støy svingninger.22 Likevel, test–retest korrelasjoner av aktivering grad for typiske kognitive oppgaver er gode (for eksempel r = 0.69).2324 Meta-analyser har bekreftet konsekvent localisations.,25 Bestemt BOLD-signalet egenskaper (for eksempel maksimalt signal endre eller timing i forhold til en stimulus) kan også være svært reproduserbar.26

nøyaktigheten av localisations må kvantifiseres bare med hensyn til andre teknikker. Dette er komplisert av usikkerhet med hensyn til hvordan data fra ulike modaliteter (eller hjernen av ulike størrelser og former) er best på linje (eller du er registrert).27 Sammenligninger med invasiv elektrofysiologi i ikke-menneskelige primater som tyder på at korrespondanse mellom direkte opptak av lokale felt potensialer og fMRI endringer kan være høy.,4 God avtale har blitt funnet mellom funksjonelle localisations basert på EEG og fMRI i mennesker.28

En av de mest betydelige konfunderende faktorer i fMRI er den ekstreme følsomhet for bevegelse, enten av hele hodet eller hjernen er alene (for eksempel impulser forbundet med luftveis-eller hjerte-sykluser). Et første steg i analysen er derfor post hoc omstillingen av hjernen volumer ved hjelp av automatiserte algoritmer som minimere forskjellen mellom etterfølgende bilder., Følgende bevegelse korreksjon av data, romlige utjevning og timelige filtrering av data er ofte brukt, først og fremst for å redusere støy i data. En rekke statistiske tester kan da gjøres for å identifisere voxels der signalet endringer sammenlikne over tid, med veksling mellom anvendt «kontroll» og «stimulus» stater. Den enkleste tilnærmingen er å generere et kart over t-statistikk for signal endres på en voxel av voxel basis., En beslektet tilnærming er å korrelere tiden løpet av signal endring i hver voxel med en modell tid selvfølgelig basert på forventet nevrale svar (passende convolved med en modell av haemodynamic respons), som kan også bli brukt til å generere en t statistikk kartet. Betydningen terskel i alle tilfeller må være skjerpet i forhold til antall uavhengige sammenligninger (selv om, på grunn av romlige sammenhenger i data, dette er mindre enn det totale antall voxels).