PMC

jak se provádějí NEUROIMAGINGOVÉ testy a co nám mohou říci?

Obyčejný filmů lebky podle stejného principu jako standardní x-paprsky z jiných orgánových systémů (jeden zdroj záření a jeden snímač nebo film), ale mají omezenou použitelnost. CT snímky (Obrázek 1) jsou vytvářeny sériovým získáváním rentgenových paprsků v rotující axiální rovině. Stejně jako u rentgenových paprsků mají různé tělesné tkáně specifické útlumové vlastnosti s CT obrazy; díky tomu se voda, tuk, kosti a další typy tkání objevují na filmu nebo digitálním senzoru odlišně. Čím vyšší je útlum, tím lehčí se materiál objeví na CT vyšetření. Protože ct skenery měří sériové rentgenové záření v axiální rovině, CT snímky jsou obvykle prezentovány v axiálních řezech (s typickým rozlišením v rovině menším než 1 mm). Ačkoli výpočetní rekonstrukční algoritmy mohou prezentovat CT obrazy v sagitální nebo koronální rovině, taková manipulace s daty ztrácí prostorové rozlišení a detaily.1

technologie CT může být vylepšena použitím kontrastního materiálu. Kontrastní látky pro CT jsou rentgenové a mají vysoký rentgenový útlum; na CT snímcích vypadají bíle. CT angiografie) nebo léze, které narušují hematoencefalickou bariéru (např. CT kontrastní látky mohou být iontové nebo neiontové, i když aktuální neurologický aplikace spoléhají téměř výhradně na použití neiontové kontrastů, protože mají lepší bezpečnostní profil.2

techniky MRI nepoužívají záření; místo toho se používají magnetické vlastnosti vodíkových iontů v těle. Pacient uvnitř MRI skeneru je pod vlivem silného magnetu ve standardních klinických aplikacích, obvykle 1,5 nebo 3 Tesla. Tato magnetická síla vyrovnává významnou část atomů vodíku v těle ve směru magnetického pole. Krátký radiofrekvenční puls se pak aplikuje na posun a nesouosost vektorů atomů vodíku. Po ukončení pulzu se však atomy vodíku vrátí do své původní zarovnané polohy procesem zvaným protonová relaxace, která uvolňuje energii. Během skenování se aplikuje více radiofrekvenčních impulzů (pulzní sekvence) a cívky elektromagnetického přijímače měří energii emitovanou protony.3 různé proměnné určují proces relaxace protonů, který je zodpovědný za typ signálu, který každý atom vodíku vydává. Pro klinického lékaře jsou relevantní dva hlavní faktory: prostředí, kde se nachází atom vodíku, a použitá pulzní sekvence.

během procesu přeskupení (protonové relaxace) atomy emitují energii, ale to se mění v závislosti na fyzikálním a chemickém prostředí atomu. Proto protony vysílají různé signály v závislosti na typu tkáně ,ve které se nacházejí (např. Kromě typu tkáně budou parametry v pulzní sekvenci MRI také určovat vlastnosti viděných obrazů. Mechanismus protonové relaxace má 2 časové konstanty: T1 a T2. Tyto konstanty odrážejí související, ale nezávislé fyzikální mechanismy protonového relaxačního procesu: T1 vysvětluje relaxaci směrem k původní rovině zarovnané s magnetickým polem a T2 vysvětluje relaxaci mimo rovinu vynucenou radiofrekvenčním pulsem. Relaxační složky T1 a T2 mohou být manipulovány tak, aby donutily protony k vyrovnání způsobem, který maximalizuje časy T1 nebo T2.4 Tyto různé protokoly MRI mění proces relaxace protonů a vysílaný signál; proto se vytvářejí různé typy obrazů, které zdůrazňují specifické rysy tkáňové struktury. Obrazy vážené T1 (obrázek 2A) jsou přítomny s šedou hmotou tmavší než bílá hmota (odrážející vzhled tkáně) a s tmavým CSF. Tyto obrazy jsou ideální pro vizualizaci normální struktury mozku, stejně jako patologické atrofie, kortikálních dysplazií a sklerózy. Obrázky T2 (obrázek 3A) ukazují vzor opačný než skenování vážené T1, přičemž šedá hmota je lehčí než bílá hmota (naproti tkáni) as jasným CSF. Tyto obrazy jsou citlivější na patologické procesy, jako jsou vaskulární změny (včetně chronických mikrovaskulárních urážek), demyelinizace, celkový zánět a edém.1

obrazy vážené T1 a T2 mohou být změněny, aby se zvýšilo jejich diagnostické rozlišení pomocí protokolů, které potlačují specifické zdroje signálu. Například, jeden může potlačit hyperintenzivní signál SSR v T2-vážené snímky s tekutinou oslabené obrácené využití nebo FLAIR sekvence (Obrázek 3B). Tyto obrazy T2 jsou proto přítomny se světle se objevující šedou hmotou as tmavší bílou hmotou a nabízejí vysokou diagnostickou hodnotu pro patologický proces (jako je zánět,edém nebo ischémie). CSF se však jeví jako černý, protože jeho obvykle hyperintenzivní signál je potlačen, což výrazně zvyšuje kontrast a viditelnost patologických lézí, zejména, ale ne výlučně, na územích v kontaktu s CSF (např. S podobnou strategií existují různé MRI přístupy potlačující tuk a používají se, když struktury obsahující tuk zakrývají vizualizaci potenciální léze (např. Tyto přístupy mohou být použity jak s T1-a T2 vážených obrazů.3tabulka 1 poskytuje shrnutí vizuální prezentace různých sekvencí MRI.

Difúzně váženého zobrazování (DWI) je zřetelný typ MRI akvizice metoda, která měří pohyby molekul vody v mozku. Molekula vody ve sklenici vody má izotropní kinetiku, to znamená, že volně difunduje ve všech možných směrech. Molekuly vody v mozku, ne rozptýlené náhodně; jejich pohyb je omezen omezení mozkové anatomie a histologické struktury. Difúzně vážené zobrazování je schopno měřit difuzivitu vody v každém definovaném voxelu (nebo objemovém prvku) v mozku a čím více anizotropie (tj. Tento přístup byl použit k mapování strukturální anatomie traktů bílé hmoty pomocí difuzního tenzorového zobrazování. Tento neinvazivní nástroj má velký význam pro vědecké studium anatomie člověka in vivo, ale difúzní tenzorové zobrazování má také rostoucí klinické aplikace, zejména v neurochirurgickém plánování.

častěji se DWI používá k diagnostice řady patologických stavů, ve kterých jsou molekuly vody přítomny se sníženou difuzivitou. Nejběžnější a klinicky relevantní aplikací je diagnostika akutních ischemických mrtvic. Nedostatek kyslíku způsobuje cytotoxické poškození buněk v postižené oblasti, což vyvolává otoky a otoky. Za těchto podmínek, anizotropie zvyšuje v důsledku zvýšené hustoty molekul (což voxelů se objeví jasnější v DWI během první hodiny po akutní ischemické cévní mozkové příhody). Další patologické procesy (např. abscesy, hypercelulární nádory , nebo excitotoxicitě) také přítomen omezení rozptyl vody v důsledku zvýšené hustoty tkáně struktury a mohou být identifikovány jako hyperintenzivní léze na DWI skenuje.1,3

skenování DWI je citlivé nejen na změny v anizotropii, ale také na relaxační mechanismy T1 a T2. Proto, změny signálu T1 a T2 mohou být také pozorovány v Mapách DWI a mohly by být nesprávně identifikovány jako změny v anizotropii. Tento jev má velký význam při rozlišování akutních a chronických mrtvic. Aby se zabránilo nesprávné identifikaci, jsou obrazy DWI vždy porovnávány s kvantitativními obrazy difúzního koeficientu, známé jako mapy zdánlivého difúzního koeficientu. To znamená, že skenování DWI má omezenou diagnostickou hodnotu, pokud je analyzováno nezávisle na zjevných snímcích koeficientu difúze, a člověk musí vždy porovnat 2 Skenování. Pravda, snížení rozptyl, vyplývající z jakékoliv patofyziologický proces, bude vždy přítomen jako hyperintenzivní voxelů v DWI a hypointense voxelů v zdánlivý difúzní koeficient skenuje. Pokud tento vzorec není pozorován, mechanismus, který řídí účinek, se pravděpodobně bude lišit od zvýšené anizotropie. Známý příklad, T2-shine through, se vyskytuje u chronických ischemických mrtvic. Tyto léze přítomné s hyperintensity T2 a může také objevit jako hyperintensities v DWI, ale s normální, nebo více obyčejně hyperintenzivní signál v zdánlivý difúzní koeficient mapy. Pokud bychom se měli podívat na obraz DWI izolovaně, léze by mohla být zaměňována s akutní mrtvicí a pacientovi by mohla být podána trombolytická terapie. Ale, když se člověk podívá na všechny obrázky dohromady, mohlo by dojít k závěru, že změny v T2 signál ze starého mrtvice „prosvítat“ DWI skenování a mohou být pozorovány jako hyperintenzivní léze v obou DWI a zdánlivý difúzní koeficient mapy, které nemohou odrážet zvýšená anizotropie.4

Gadolinium je nejčastěji používaným kontrastním materiálem MRI díky svým paramagnetickým vlastnostem. Stejně jako kontrastní látky pro CT zobrazování se gadolinium injikuje intravenózně a používá se k detekci nebo vyloučení lézí, které porušují hematoencefalickou bariéru. MR angiografie hlavy nepoužívá kontrastní látky, jak se používají v CT angiografii, ale místo toho specifické Mr pulzní sekvence umožňují neinvazivní vizualizaci vaskulatury.1 MR angiografie krku může použít buď gadolinium, nebo stejnou pulzní sekvenci použitou pro MR angiografii hlavy.1

funkční MRI (fMRI) je zobrazovací modalita, která byla donedávna používána výhradně jako výzkumný nástroj; nyní však byla vyvinuta pro určité omezené, ale rostoucí klinické aplikace5 (obrázek 4). Na rozdíl od výše uvedených modalit MRI je fMRI optimalizován pro měření funkce (nikoli struktury) mozkových oblastí a obvodů. Jeho pulzní sekvence MRI jsou navrženy tak, aby detekovaly poměr mezi oxyhemoglobinem a deoxyhemoglobinem. Když oblast mozku zvyšuje svou aktivitu, například v souvislosti s určitým úkolem, zvyšuje také jeho metabolické a Okysličovací potřeby. V této souvislosti se paralelně vyskytují 2 jevy. Za prvé, protože se používá více kyslíku, více oxyhemoglobinu se mění na deoxyhemoglobin a absolutní množství deoxyhemoglobinu se zvyšuje. Za druhé, protože je zapotřebí více kyslíku, je aktivován spojený neurovaskulární mechanismus, který indukuje lokální vazodilataci závislou na aktivitě, která zvyšuje regionální tok krve oxyhemoglobinem. Součet 2 procesů indukuje absolutní a relativní zvýšení oxyhemoglobinu, které koreluje se zvýšením mozkové aktivity. FMRI proto může dynamicky detekovat změny v regionálním průtoku krve a koncentraci oxyhemoglobinu a prostřednictvím těchto opatření odráží změny v mozkové aktivitě s dobrým prostorovým rozlišením.6.

Magnetická rezonanční spektroskopie je MRI-based aplikace používá k měření relaxace vlastnosti konkrétních chemických vazeb mimo atomy vodíku. Na rozdíl od předchozích metod neměří celý mozek, ale vybírá předdefinovanou oblast a měří relativní koncentrace určitých chemických prvků nebo molekul. Magnetická rezonanční spektroskopie se proto nepoužívá k měření struktury nebo funkce mozku, ale jeho chemického složení. Metoda je široce používána ve výzkumu, ale pomalu nachází své místo v klinickém prostředí pro detekci nádorů, epileptických ložisek, vaskulárních lézí nebo oblastí demyelinizace.7

pozitronová emisní tomografie (PET) je diagnostická technika nukleární medicíny používaná k získání funkčních mozkových skenů, podobných fMRI a odlišných od standardních CT a MRI skenů, které poskytují strukturální informace. Technika PET může být použita k měření 3 primárních proměnných: regionální průtok krve, metabolické změny a dynamika neurotransmiterů. Vyvíjejí se nové experimentální přístupy k identifikaci sofistikovanějších biologických mechanismů, jako je syntéza proteinů, systémy druhého posla a genová exprese.8 na Rozdíl od fMRI, která je také funkční neuroimaging modality, PET vyžaduje injekci radioaktivní látky nebo radiofarmaka, že bude selektivně distribuovány v mozku (a všechny ostatní orgány), zatímco emituje energii ve formě γ fotony. Regionální vychytávání, distribuce a vymývání z těchto fotonů lze kvantifikovat pomocí speciálního receptoru cívky přítomen ve skeneru, a informací, počítačová mohou být použity k získání tomografické snímky mozku, které identifikují neurobiologický proměnné (např. průtok krve, vstřebávání glukózy, hustota dopaminových receptorů).

pozitronová emisní tomografie vyžaduje pozitronové izotopy chemických prvků zvaných radioaktivní nuklidy. Nuklidy jsou vytvořeny v cyklotronu přidáním kladného náboje jádra chemických prvků běžně vyskytují v organických molekul, jako jsou 11-uhlíku (11C), 15-kyslík (15O), 18-fluor (18F), a 13-dusíku (13N). Tyto nuklidy, lze pak vytvořit radiofarmak, která jsou molekuly biologického významu, které nesou 1 z těchto radioaktivních prvků, a proto vysílají radioaktivní energie (γ fotony). Protože nuklid má nadbytek protonů, uvolňuje kladně nabitou částici (pozitron), aby se vrátil do stabilnějšího stavu. Tento pozitron se srazí se záporně nabitými elektrony, které obklopují jádro, a v důsledku této kolize (anihilační událost) se vytvoří 2 γ fotony. Tyto 2 γ fotony jsou po srážce poháněny v opačných směrech (180°) od sebe, dokud nedorazí k detektorům v PET kameře. Detektory PET kamery, které jsou umístěny naproti sobě, jsou propojeny a synchronizovány v náhoda obvodu, tak, že když oba obdrží γ foton v daném časovém okně, to může být identifikován jako důsledku zničení událost, ke které došlo na konkrétní bod v rámci vektor, který spojuje 2 detektory. Algoritmy rekonstrukce obrazu mohou identifikovat přesnou polohu, kde ke kolizi došlo, a ilustrovat ji v tomografickém obrazu mozku.

povaha a chemický design radiofarmaka jsou to, co určuje biologickou funkci, kterou lze měřit. Pro měření průtoku krve lze zvolit 15O, které má krátký poločas (přibližně 2 minuty) a může být použito k vytvoření molekul radioaktivní vody (H215O), které se injikují intravenózně. Lze také použít 15O k vytvoření radioaktivního oxidu uhličitého (C15O2), který může být inhalován. Pro měření metabolické aktivity lze vytvořit a radioaktivně označit sloučeninu, kterou si buňky zamění s glukózou (18F-fluorodeoxyglukóza nebo 18F-FDG). FDG bude absorbován a fosforylován v buňkách stejně jako glukóza, ale nebude dále zpracováván metabolickými cestami, a proto zůstane uvězněn v buňce. Důležité je, že FDG bude absorbován úměrně metabolickým potřebám buněk, stejně jako glukóza. Jako výsledek, metabolicky hyperaktivní neurony (jako ty, o iktální focus) bude past více radioaktivní sloučeniny, a snížení neuronů (jako ty v oblasti neurodegeneraci) bude vydávat nižší podíl γ fotony. Tyto změny se projeví v mozkových mapách.

změny regionálního průtoku krve nebo metabolismu lze použít jako nepřímá měřítka mozkové aktivity, která lze také měřit alternativními modalitami (jako je fMRI). Nicméně aplikace, která je jedinečná pro techniky nukleární medicíny, je hodnocení dynamiky neurotransmiterů. Jako radioligand je specifický typ radiofarmaka navržen tak, aby mají velkou afinitu k cílové zájmu a mnohem nižší afinitu pro všechny další cíle, tak, že to bude vymazán z krevního řečiště a ostatních struktur rychle, ale zůstane připojen (a zjistitelné) k cíli, obvykle neurotransmiter, receptor. Radioligand musí být také schopen překročit hematoencefalickou bariéru a být biologicky neaktivní.8

jednofotonová emisní počítačová tomografie (SPECT) je také modalita nukleární medicíny, ale liší se od PET ve fyzikálních reakcích a emitovaných částicích. Na SPECT nuklidy sebe (oproti emitované pozitrony) se srazí s místní elektrody, aby se stal více stabilní, a že reakce bude vydávat jeden foton (ne 2 fotony jako v PET). Technika SPECT má horší prostorové rozlišení a citlivost než PET, a to je nejvíce patrné u hlubokých struktur, ve kterých je PET lepší. SPECT je také méně univerzální, protože nemůže používat bohatou škálu nuklidů, které umožňují PET měření široké škály biologických procesů. Nicméně SPECT je mnohem levnější a obecně běžněji dostupný. Vyšší náklady na PET jsou poháněny různými proměnnými, ale nejvýrazněji potřebou mít na místě cyklotronové a radiofarmaceutické syntézy (vzhledem k krátkému poločasu jeho produktů). Naproti tomu sloučeniny SPECT mohou být syntetizovány mimo pracoviště. Běžně používané prvky v SPECT jsou technecium (99 mTc), jod (123I) nebo xenon (133Xe). Tyto nuklidy může být připojen k biologické molekuly k vytvoření SPECT radiofarmak, ale fit je více obtížné, jako technecium, jód, nebo xenonové nejsou přirozeně přítomné v běžné biochemicals.8