Functional magnetic resonance imaging / Journal of Neurology, Neurosurgery & Psychiatry

principer för funktionell MR

kontrast i en magnetisk resonansbild

kontrasten i en magnetisk resonansbild (som bestämmer den uppenbara strukturen i vad vi ser) beror på hur den förvärvas. Genom att lägga till radiofrekvens eller gradientpulser, och genom noggrant val av deras tidpunkter, är det möjligt att markera olika egenskaper hos vävnaden som imiteras., Även om det i allmänhet är sant att MRI kartlägger fördelningen av vatten i hjärnan, kommer den användbara kontrasten i MR-bilder inte bara från rumsliga variationer i densiteten av vatten utan också från skillnader i grundläggande kärnmagnetiska processer som kallas avkoppling, som kännetecknas av olika hastigheter eller ”avslappningstider.”Det finns tre avslappningstider som är av primärt intresse för MR—T1, T2 och T2*., Dessa beskriver tidskonstanten för magnetiseringens återkomst till dess jämviktsläge i linje med skannerns statiska magnetfält när det störs (T1-Avslappning) och tidskonstanterna i samband med signalförlust när magnetiseringen har provtagits (T2 och T2* avslappning). T2 * är den mest relevanta avslappningstiden för att förstå kontrast i fMRI-bilder.,

den fysiologiska grunden för fet fMRI

större delen av den energi som används för neuronal aktivitet förbrukas som ett resultat av den postsynaptiska neuronala depolariseringen och, i mindre utsträckning, de aktionspotentialer som genereras.2 energikostnaden härrör därför från informationsöverföring och dess integration postsynaptiskt. Substratleverans för energimetabolism ökar med ökat lokalt blodflöde. Det är emellertid inte den ökade energianvändningen som direkt driver ökningen av blodflödet.,3 istället verkar ökat blodflöde vara en direkt följd av neurotransmittorns verkan och återspeglar därmed lokal signalering. Elektrofysiologiskt är ökningar i den djärva signalen korrelerade tydligast med den lokala fältpotentialen snarare än neuronala bränningshastigheten.4 blodflödet ökar faktiskt över en bredare volym och i större utsträckning än vad som är nödvändigt för att helt enkelt ge syre och glukos för ökad energiproduktion, så syreutvinning minskar med större neuronal aktivitet.,

den volym över vilken blodflödet ökar i samband med neuronal aktivitet finns bestäms av nivån av lokal kontroll av perfusion, som tros vara matningsarterioler.5 det kan finnas flera mediatorer av det arteriolära svaret, men kväveoxid (NO) och eikosanoider är tydligt viktiga under normala omständigheter.Bindning av glutamat till receptorer på astrocyter utlöser ingen frisättning, och glialceller runt synapsen kan bidra till att kontrollera det vaskulära svaret.,8

biofysik av fet fMRI

minskad syreutvinning leder till en ökning av förhållandet mellan Oxi – och deoxihaemoglobin i en region av neuronal aktivering. Ursprunget till den tillhörande djärva fMRI-signalförändringen ligger i de olika magnetiska egenskaperna hos hemoglobinbärande syre (oxyHb) och deoxygenerat hemoglobin (deoxyhb). Deoxyhb är något paramagnetisk i förhållande till hjärnvävnad, medan oxyHb är isomagnetisk.,9 kärl som innehåller syresatt arteriellt blod orsakar sålunda liten eller ingen förvrängning till magnetfältet i den omgivande vävnaden, medan kapillärer och vener som innehåller blod som delvis deoxygeneras förvränger magnetfältet i deras vicinitet1011 (fig 1). Det mikroskopiska fältet inhomogeniteter associerade med närvaron av deoxyHb leder till destruktiv störning från signal inom vävnaden voxel, en process som tenderar att förkorta T2* avkopplingstiden., Eftersom syreutvinningen faller med ökat lokalt blodflöde i ett område med större neuronal aktivitet blir T2* längre och MRI-signalintensiteten ökar i förhållande till utgångsläget.

den exakta mängd som MRI-signalintensiteten ökar beror på flera faktorer., Det finns ett bidrag från vattenmolekyler i blod (det intravaskulära facket) och från vattenmolekyler i vävnadsutrymmet runt kärlen (det extravaskulära facket). Den observerade signalen är ett volymmässigt medelvärde av signalförändringar både från intravaskulärt vatten i lokala kapillärer och vener och vatten i det omedelbara extravaskulära facket., Fet signalförändring ökar linjärt med den statiska fältstyrkan hos Mr-skannern för blodkärl som har större radie än cirka 8 µm och kvadratiskt när man överväger blodkärl som är mindre än detta värde.1213

även om endast 3-5% av vattenmolekylerna i grå substans finns i kärlutrymmet (i vit substans är värdet närmare 2%), kan bidraget från det intravaskulära bidraget till den djärva signalförändringen vara väsentligt.1314 eftersom T2 och T2 * relaxationstider av blod vid 1.,5 Tesla är långa jämfört med vävnad, och de extravaskulära vatteneffekterna är relativt lokaliserade runt kärlen, signalen från den intravaskulära vattenpoolen har en dominerande effekt (uppskattad till 60%) på aktivitetsrelaterade signalintensitetsförändringar vid 1.5 Tesla.15 signalförändringar med hjärnaktivitet kan sålunda ibland detekteras i stora dränerande vener som kan vara ett visst avstånd från platsen för neuronal aktivitet.,

i åtminstone vissa delar av hjärnan (till exempel visuell och primär motorbark) kan en liten övergående minskning av den djärva signalen observeras efter aktivitetens början innan den karakteristiska signalhöjningen ökar.16 Detta har tolkats som en återspegling av lokal deoxygenering av blod i kapillärbädden före starten av aktiveringsrelaterad hyperemi. Denna ”initial dip” kan ge ett mer exakt mått på lokaliseringen av aktiveringen.,17 förändringens storlek är dock flera gånger mindre än den senare djärva signalökningen, så det är osannolikt att det kommer att ge ett praktiskt tillvägagångssätt för förbättrad funktionell kartläggning för kliniska tillämpningar inom den närmaste framtiden.

praktiskt genomförande

många Mr-skannertillverkare levererar nu tilläggsfunktioner som gör att vanliga fMRI-procedurer kan utföras enkelt., Dessa inkluderar lämpliga pulssekvenser, kringutrustning för presentation av stimuli till försökspersonerna i skannern, enheter för inspelning av svar från ämnet, och till och med statistiska analyser och visningspaket som möjliggör bedömning av data medan ämnet förblir i magneten. Den vanligaste bildsekvensen som används är den snabba metoden för echo planar imaging (EPI),18 som möjliggör insamling av hela hjärndata om några sekunder eller mindre. Den rumsliga upplösningen är betydligt lägre (typiskt 4×4×4 mm3) än för en vanlig MR-skanning (fig.2)., Bildintensiteten reduceras också i frontala och temporala regioner och det finns viss förvrängning av hjärnans form. Dessa problem uppstår från känsligheten hos epi-skanningen till fältgradienter orsakade av magnetiska mottaglighetsskillnader—till exempel vid luft sinus/vävnadsgränssnitt. Detta problem förvärras med ökad fältstyrka.

i ett fMRI-experiment förvärvas en stor serie bilder snabbt medan ämnet utför en uppgift som skiftar hjärnaktivitet mellan två eller flera väldefinierade tillstånd. Flera hundra sådana volymer kan samlas in i en enda session medan ämnet gör olika uppgifter. Genom att korrelera signaltidskursen i varje volymelement (voxel) i skivstacken med den kända tidskursen i uppgiften är det möjligt att identifiera de voxlar i hjärnan som visar förändringar i samband med den aktuella hjärnfunktionen.,

utformning av fMRI-studier

metoder som positron emission tomography (PET) ger ett absolut mått på vävnadsmetabolism. Däremot kan fet fMRI för närvarande endast användas för att bestämma relativa signalintensitetsförändringar i samband med olika kognitiva tillstånd under en enda bildsession. Den mest tidseffektiva metoden för att jämföra hjärnrespons i olika tillstånd under bildexperimentet är” block ” design19 (fig.3)., Denna design använder relativt långa alternerande perioder (till exempel 30 sekunder), under vilka ett diskret kognitivt tillstånd upprätthålls. I den enklaste formen kan det bara finnas två sådana tillstånd, som alterneras under hela experimentet för att säkerställa att variationer som härrör från fluktuationer i skannerkänslighet, patientrörelse eller förändringar i uppmärksamhet har en liknande inverkan på signalresponserna i samband med båda tillstånden.,

det kan dock bli svårt att kontrollera ett kognitivt tillstånd exakt under de relativt långa perioderna i varje block, eller vissa uppgifter kan helt enkelt vara olämpliga för denna design (till exempel som i ett ”oddball” paradigm). I sådana fall kan en händelserelaterad design användas där data förvärvas medan diskreta stimuli eller svar repeteras20 (fig.3). Resultaten från många försök är sedan i genomsnitt för att ge ett mätbart svar. Händelserelaterad fMRI kräver längre förvärvstider än blockdesignen för att uppnå en tillräcklig signal-brusförhållande., Ett relaterat tillvägagångssätt är att presentera stimuli på ett periodiskt sätt och sedan kartlägga svar när det gäller deras tidsmässiga fas i förhållande till stimulanspresentationens.21

analys av fMRI studier

rå fet fMRI data kan förvärvas under perioder så kort som några minuter. För enkla analyser är nära” realtid ” visning av slutliga statistiska kartor över aktivering möjlig (även om—åtminstone i en forskningsmiljö—fullständig analys kan kräva omfattande beräkning och mycket mer betydande analystider)., Det grundläggande målet i analysen av funktionella avbildningsexperiment är att identifiera voxlar som visar signalförändringar som varierar med de förändrade hjärnstaterna av intresse över de seriellt förvärvade bilderna. Detta är ett utmanande problem för fMRI-data eftersom signalförändringarna är små (0,5% till 5%) (vilket leder till potentiella falska negativa resultat eller typ II-fel) och antalet voxlar som samtidigt förhörs över imaged-volymen är mycket stort (vilket potentiellt ger potentiella falska positiva resultat eller typ i-fel)., Ett tillvägagångssätt för att öka känsligheten är att genomföra studier av grupper av individer: även om förändringarna är små kan konsekvent aktiverade regioner identifieras.

olika typer av statistiska analyser kan göras. En ”fixed effects” – analys ger ett uttryck för förändringar i gruppen mean signal i förhållande till gruppen poolade inom-ämnesvarians., Detta ger ett känsligt mått på om gruppen aktiveras i genomsnitt, men ser inte på ämnesvariationer och kan därför inte användas för att göra generaliseringar om den större befolkning från vilken gruppen drogs. För att göra detta skulle man använda en ”slumpmässig” eller ”blandad” effekter modell. Sådana modeller tar inte bara hänsyn till variansen i en mätning för ett enskilt ämne utan också variansen i mätningar mellan individer.,

de observerade signalförändringarna är små, och tolkning av resultat för enskilda individer (till exempel i en klinisk studie) kräver en uppskattning av reproducerbarheten av en studie. Den exakta volymen av signifikant aktivering kan visa stor variation mellan sessioner, eftersom den låga signalen till brus voxels på kanten av aktiveringsvolymen kommer att inkluderas olika, beroende på brusfluktuationer.22 ändå är test-retest korrelationer av aktiveringsgraden för typiska kognitiva uppgifter bra (till exempel r = 0.69).Metaanalyser har bekräftat konsekventa lokaliseringar.,25 specifika djärva signalegenskaper (t.ex. maximal signaländring eller timing i förhållande till en stimulans) kan också vara mycket reproducerbara.26

lokaliseringarnas noggrannhet får endast kvantifieras med avseende på andra tekniker. Detta kompliceras av osäkerheter om hur data från olika modaliteter (eller hjärnor av olika storlekar och former) bäst anpassas (eller registreras).27 jämförelser med invasiv elektrofysiologi hos icke-mänskliga primater tyder på att korrespondensen mellan direkta inspelningar av lokala fältpotentialer och fMRI-förändringar kan vara hög.,4 God enighet har konstaterats mellan funktionella lokaliseringar baserade på EEG och fMRI hos människor.28

en av de mest signifikanta förvirrande faktorerna i fMRI är den extrema känsligheten för rörelse, antingen av hela huvudet eller till och med hjärnan ensam (till exempel pulsationer i samband med andnings-eller hjärtcyklerna). Ett första steg i analysen är därför post hoc omjustering av hjärnvolymerna med hjälp av automatiserade algoritmer som minimerar skillnaden mellan efterföljande bilder., Efter rörelsekorrigering av data tillämpas ofta rumslig utjämning och tidsmässig filtrering av data, främst för att minska bruset i data. En mängd olika statistiska tester kan sedan göras för att identifiera voxlar där signalen ändras korrelerar över tiden med växling mellan de tillämpade ”kontroll” och ”stimulans” – staterna. Det enklaste sättet är att generera en karta över t statistik för signalförändringar på en voxel av voxel basis., Ett relaterat tillvägagångssätt är att korrelera tidskursen för signalförändring i varje voxel med en modelltidskurs baserat på det förväntade neurala svaret (lämpligt konvolverat med en modell av det hemodynamiska svaret), som också kan användas för att generera en T-statistisk karta. Tröskelvärdet för betydelse måste i alla fall göras strängare i förhållande till antalet oberoende jämförelser (även om detta på grund av rumsliga korrelationer i data är mindre än det totala antalet voxlar).