PMC
hvordan udføres NEUROIMAGING-TESTS, og hvad kan de fortælle os?
almindelige film i kraniet følger det samme princip som standard røntgenstråler fra andre organsystemer (en enkelt strålekilde og en enkelt sensor eller film), men de har begrænset anvendelighed. CT-billeder (Figur 1) oprettes ved serielt at erhverve røntgenstråler i et roterende aksialt plan. Som med røntgenstråler har forskellige kropsvæv specifikke dæmpningsegenskaber med CT-billeder; dette får vand, fedt, knogler og andre vævstyper til at fremstå forskelligt på filmen eller den digitale sensor. Jo højere dæmpningen er, desto lettere vises materialet på CT-scanningen. Fordi CT-scannere måler serielle røntgenstråler i et aksialt plan, præsenteres CT-billeder typisk i aksiale skiver (med en typisk in-plan opløsning på mindre end 1 mm). Selvom beregningsgenopbygningsalgoritmer kan præsentere CT-billeder i et sagittal eller koronalt plan, mister sådan datamanipulation rumlig opløsning og detaljer.1
hoved computeriseret tomografi (CT) uden Contrasta
ahead CT opnået i løbet af beredskabsrummet evaluering. Denne hjernescanning blev læst for at være inden for normale grænser. I eftertid kan man bruge den T2-vægtede magnetisk resonansafbildningsscanning til at lede søgningen og identificere et område med meget mild hypoattenuering i højre frontal lobe svarende til tumoren.
CT-teknologien kan forbedres ved brug af et kontrastmateriale. Kontrastmidler til CT er røntgenfaste og har en høj røntgendæmpning; de vises hvide på CT-billeder. Kontrast injiceres normalt intravenøst for at muliggøre billeddannelse af vaskulære strukturer (f.eks. CT-kontrastmidler kan være ioniske eller ikke-ioniske, selvom de nuværende neuroimaging-applikationer næsten udelukkende er afhængige af brug af ikke-ioniske kontraster, fordi de har en bedre sikkerhedsprofil.2
MR-teknikkerne bruger ikke stråling; i stedet anvendes de magnetiske egenskaber af hydrogenioner i kroppen. En patient inde i MR-scanneren er under påvirkning af en stærk magnet i standard kliniske applikationer, normalt 1,5 eller 3 Tesla. Denne magnetiske kraft justerer en betydelig del af kroppens hydrogenatomer i retning af magnetfeltet. En kort radiofrekvenspuls påføres derefter for at skifte og forkert justere vektorerne af hydrogenatomerne. Når pulsen slutter, vender hydrogenatomer imidlertid tilbage til deres oprindelige justerede position ved hjælp af en proces kaldet protonafslapning, der frigiver energi. I løbet af en scanning påføres flere radiofrekvensimpulser (pulssekvens), og elektromagnetiske modtagerspoler måler den energi, der udsendes af protonerne.3 forskellige variabler bestemmer protonafslapningsprocessen, som er ansvarlig for den type signal, som hvert hydrogenatom udsender. To hovedfaktorer er relevante for klinikeren: miljøet, hvor hydrogenatomet findes, og pulssekvensen anvendes.
under omlægningsprocessen (protonafslapning) udsender atomerne energi, men dette varierer som en funktion af atomets fysiske og kemiske miljø. Derfor vil protoner sende forskellige signaler afhængigt af vævstypen, hvori de findes (f.eks. Ud over vævstypen bestemmer parametrene i MR-pulssekvensen også egenskaberne for de Set billeder. Mekanismen for proton afslapning har 2 tidskonstanter: T1 og T2. Disse konstanter afspejler relaterede, men uafhængige fysiske mekanismer i protonafslapningsprocessen: T1 forklarer afslapningen mod det oprindelige plan justeret med magnetfeltet, og T2 forklarer afslapningen væk fra flyet tvunget af radiofrekvenspulsen. T1-og T2-afslapningskomponenter kan manipuleres for at tvinge protoner til at justere på måder, der maksimerer T1 eller T2 gange.4 disse forskellige MR-protokoller ændrer protonafslapningsprocessen og det signal, der udsendes; derfor dannes forskellige typer billeder, der fremhæver specifikke træk ved vævsstruktur. T1-vægtede billeder (Figur 2A) er til stede med gråt stof, der er mørkere end hvidt stof (reflekterende vævsudseende) og med mørkt udseende CSF. Disse billeder er ideelle til at visualisere hjernens normale struktur såvel som patologisk atrofi, kortikale dysplasier og sklerose. T2-billeder (figur 3a) viser et mønster modsat T1-vægtede scanninger, hvor gråt stof er lettere end hvidt stof (modsat vævet) og med lys CSF. Disse billeder er mere følsomme over for patologiske processer såsom vaskulære ændringer (inklusive kroniske mikrovaskulære fornærmelser), demyelinering, generel betændelse og ødemer.1
T1 magnetisk Resonansbillede (MRI) før (A) og efter (B) Gadolinium Kontrastinjektiona
aThis T1-vægtede MR-billede (a) viser anatomien i detaljer og tumoren som en heterogen og mildt hypointense læsion. Bemærk, at T1 sammenlignet med T2-sekvenserne tilbyder lavere detektionsfølsomhed for denne læsion. Efter gadoliniumkontrastinjektion viser postkontrastbilledet (B) ingen gadoliniumforbedring, hvilket antyder intakt blod-hjerne-barriere på dette tidspunkt.
T2 (A) og T2-FLAIR (B) magnetisk resonans Billedsekvensera
athans pulssekvens identificerer klart den højre frontale tumor som en hyperintense læsion i både T2 (A) og T2-FLAIR (B). Bemærk kontrastforskellen mellem de 2 billeder: når væskehyperintensesignalet er undertrykt med FLAIR, øger læsionen sin kontrast.
forkortelse: FLAIR = fluid svækket omvendt opsving.
T1 – og T2-vægtede billeder kan ændres for at øge deres diagnostiske opløsning med protokoller, der undertrykker specifikke signalkilder. For eksempel kan man undertrykke hyperintensignalet fra CSF i T2-vægtede billeder med den væskedæmpede inverterede gendannelses-eller FLAIR-sekvens (figur 3b). Disse T2-billeder er derfor til stede med lysegrå Stof og med mørkere hvidt stof, og de tilbyder høj diagnostisk værdi for patologisk proces (såsom betændelse, ødem eller iskæmi). Ikke desto mindre forekommer CSF sort, fordi dets normalt hyperintense signal undertrykkes, og dette øger i høj grad kontrasten og synligheden af patologiske læsioner, især, men ikke udelukkende, i områder i kontakt med CSF (f.eks. Med en lignende strategi findes forskellige fedtundertrykkende MR-tilgange og bruges, når strukturer, der indeholder fedt, skjuler visualiseringen af en potentiel læsion (f.eks. Disse tilgange kan bruges med både T1-og T2-vægtede billeder.3Table 1 giver en oversigt over den visuelle præsentation af de forskellige MR-sekvenser.
tabel 1.
visuelt udseende af magnetiske Resonansbilledsekvenser (T1, T2, T2-FLAIR)
| sekvens | grå Stof | hvidt stof | cerebrospinalvæske |
| T1 | mørkegrå (hypointense) | lysegrå (hyperintense) | sort |
| T2 | lysegrå (hyperintense) | mørkegrå (hypointense) | Hvid |
| T2-flair | lysegrå (hyperintense) | mørkegrå (hypointense) |
forkortelse: flair = fluid svækket omvendt opsving.Diffusionsvægtet billeddannelse er en særskilt type MR-erhvervelsesmetode, der måler bevægelser af vandmolekyler i hjernen. Et vandmolekyle i et glas vand har isotrop kinetik, det vil sige det diffunderer frit i alle mulige retninger. Vandmolekyler i hjernen diffunderer ikke tilfældigt; deres bevægelse er begrænset af begrænsningerne i cerebral anatomi og den histologiske struktur. Diffusionsvægtet billeddannelse er i stand til at måle vanddiffusivitet i hvert defineret voksel (eller volumenelement) i hjernen, og jo mere anisotropi (dvs.begrænset diffusivitet), jo mere hyperintense vises voksel. Denne tilgang er blevet brugt til at kortlægge den strukturelle anatomi af hvide stofkanaler med diffus tensorbilleddannelse. Dette ikke-invasive værktøj er af stor betydning for den videnskabelige undersøgelse af menneskelig anatomi in vivo, men diffus tensorbilleddannelse har også voksende kliniske anvendelser, især inden for neurokirurgisk planlægning.
mere almindeligt bruges DVI til at diagnosticere en række patologiske tilstande, hvor vandmolekyler er til stede med nedsat diffusivitet. Den mest almindelige og klinisk relevante anvendelse er at diagnosticere akutte iskæmiske slagtilfælde. Manglen på ilt forårsager cytotoksisk skade på celler i det berørte område, hvilket fremkalder hævelse og ødem. Under disse betingelser, anisotropi stiger på grund af den øgede massefylde af molekyler (forårsager voksler vises lysere i DV inden for den første time efter en akut iskæmisk slagtilfælde). Andre patologiske processer (såsom abscesser, hypercellulære tumorer eller eksitotoksicitet) præsenterer også begrænsninger for vanddiffusivitet på grund af den øgede tæthed af vævsstrukturen og kan identificeres som hyperintense læsioner i DVI-scanninger.1,3
scanningerne er følsomme ikke kun for ændringer i anisotropi, men også for T1-og T2-afslapningsmekanismer. Derfor kan T1-og T2-signalændringer også ses i DVI-kort og kunne fejlagtigt identificeres som ændringer i anisotropi. Dette fænomen er af stor relevans ved differentiering af akutte og kroniske slagtilfælde. For at undgå fejlidentifikation sammenlignes billeder altid med kvantitative billeder af diffusionskoefficienten, kendt som tilsyneladende diffusionskoefficientkort. Det vil sige, at scanninger har begrænset diagnostisk værdi, hvis de analyseres uafhængigt af tilsyneladende diffusionskoefficientbilleder, og man skal altid sammenligne 2 scanninger. Sand reduktion i diffusivitet, der stammer fra enhver patofysiologisk proces, vil altid være til stede som hyperintense vokseri og hypointense vokseri tilsyneladende diffusionskoefficient scanninger. Hvis dette mønster ikke overholdes, er mekanismen, der driver effekten, sandsynligvis forskellig fra øget anisotropi. Et velkendt eksempel, T2-skinne igennem, forekommer i kroniske iskæmiske slagtilfælde. Disse læsioner er til stede med T2 hyperintensitet og kan også forekomme som hyperintensiteter i DVI, men med normale eller mere almindeligt hyperintense signaler i tilsyneladende diffusionskoefficientkort. Hvis man ser på billedet isoleret, kan læsionen forveksles med et akut slagtilfælde, og patienten kan få trombolytisk behandling. Men, hvis man ser på alle billeder sammen, det kunne konkluderes, at ændringerne i T2-signal fra det gamle slag “skinner igennem” DVI-scanningen og kan observeres som hyperintense læsioner i både DVI og tilsyneladende diffusionskoefficientkort, som ikke kan afspejle øget anisotropi.4
Gadolinium er det mest anvendte MR-kontrastmateriale på grund af dets paramagnetiske egenskaber. Ligesom kontrastmidler til CT-billeddannelse injiceres gadolinium intravenøst og bruges til at detektere eller udelukke læsioner, der bryder blod-hjerne-barrieren. MR-angiografi af hovedet bruger ikke kontrastmidler, som det bruges i CT-angiografi, men i stedet tillader specifikke MR-pulssekvenser den ikke-invasive visualisering af vaskulaturen.1 hals MR-angiografi kan bruge enten gadolinium eller den samme pulssekvens, der bruges til hoved MR-angiografi.1
funktionel MR (fMRI) er en billeddannelsesmodalitet, der indtil for nylig udelukkende var blevet brugt som et forskningsværktøj; det er dog nu udviklet til visse begrænsede, men voksende, kliniske anvendelser5 (figur 4). I modsætning til de ovennævnte MR-modaliteter er fMRI optimeret til at måle funktionen (ikke strukturen) af hjerneområder og kredsløb. Dens MR-pulssekvenser er designet til at detektere forholdet mellem iltmoglobin og iltmoglobin. Når et hjerneområde øger sin aktivitet, for eksempel i forbindelse med en bestemt opgave, øger det også dets metaboliske og iltningsbehov. I denne sammenhæng sker 2 fænomener parallelt. For det første, fordi der bruges mere ilt, omdannes mere iltmoglobin til iltmoglobin, og den absolutte mængde af iltmoglobin øges. For det andet, fordi der er behov for mere ilt, aktiveres en koblet neurovaskulær mekanisme, der inducerer aktivitetsafhængig lokal vasodilatation, der øger den regionale strøm af blod med ilthemoglobin. Summen af de 2 processer inducerer en absolut og relativ stigning i ilthemoglobin, der korrelerer med stigningen i hjerneaktivitet. Derfor kan fMRI registrere ændringer i regional blodgennemstrømning og ilthemoglobinkoncentration dynamisk, og gennem disse mål afspejler det ændringer i hjerneaktivitet med god rumlig opløsning.6
funktionelt magnetisk Resonansbillede, der viser Finger-Tapping (a) og hånd-Clenching (B) Tasksa
atto billeder i forskellige planer blev valgt for at illustrere aktiveringen af finger-tapping (aksial skive) og hånd-clenching opgaver (koronal skive). Bemærk tumoren på højre precentrale gyrus. Aktiveringen til denne venstre motoriske opgave er atypisk: primært i den venstre precentrale gyrus (ipsilateral til bevægelsen og kontralesional). Aktivering i det supplerende motorområde (medial frontal) bemærkes også.
magnetisk resonansspektroskopi er en MR-baseret applikation, der bruges til at måle afslapningsegenskaberne for specifikke kemiske bindinger ud over hydrogenatomer. I modsætning til de tidligere metoder måler den ikke hele hjernen, men vælger en foruddefineret region og måler de relative koncentrationer af visse kemiske grundstoffer eller molekyler. Magnetisk resonansspektroskopi bruges derfor ikke til at måle hjernens struktur eller funktion, men dens kemiske sammensætning. Metoden bruges i vid udstrækning i forskning, men finder langsomt sin plads i den kliniske indstilling til påvisning af tumorer, epileptiske foci, vaskulære læsioner eller områder med demyelinering.7
positronemissionstomografi (PET) er en diagnostisk teknik til nuklearmedicin, der bruges til at opnå funktionelle hjernescanninger, svarende til fMRI og forskellig fra standard CT-og MR-scanninger, der giver strukturel information. PET-teknikken kan bruges til at måle 3 primære variabler: regional blodgennemstrømning, metaboliske ændringer og neurotransmitterdynamik. Nye eksperimentelle tilgange er under udvikling for at identificere mere sofistikerede biologiske mekanismer, såsom proteinsyntese, andet messenger-systemerog genekspression.8 I modsætning til fMRI, som også er en funktionel neuroimaging-modalitet, kræver PET injektion af et radioaktivt stof eller radiofarmaceutisk middel, der selektivt fordeles i hjernen (og alle andre organer), mens det udsender energi i form af kurfotoner. Den regionale optagelse, distribution og udvaskning af disse fotoner kan kvantificeres ved hjælp af de specielle receptorspoler, der er til stede i scanneren, og den beregnede information kan bruges til at opnå tomografiske billeder af hjernen, der identificerer den neurobiologiske variabel af interesse (f.eks.
positronemissionstomografi kræver positronemitterende isotoper af kemiske grundstoffer kaldet radioaktive nuklider. Nuklider oprettes i en cyklotron ved at tilføje positive ladninger til kernen af kemiske grundstoffer, der almindeligvis findes i organiske molekyler, såsom 11-carbon (11c), 15-ilt (15o), 18-fluor (18F) og 13-nitrogen (13n). Med disse nuklider kan man derefter oprette radioaktive lægemidler, som er molekyler af biologisk betydning, der bærer 1 af disse radioaktive grundstoffer og derfor udsender radioaktiv energi (kursfotoner). Da nuklidet har et overskud af protoner, frigiver det en positivt ladet partikel (en positron) for at vende tilbage til en mere stabil tilstand. Denne positron kolliderer med de negativt ladede elektroner, der omgiver kernen, og som en konsekvens af denne kollision (en udslettelseshændelse) oprettes 2 liter fotoner. Disse 2 liter fotoner drives i modsatte retninger (180 liter) fra hinanden efter kollisionen, indtil de ankommer til detektorerne i KÆLEDYRSKAMERAET. Detektorer i KÆLEDYRSKAMERAET, der er placeret modsat hinanden, er forbundet og synkroniseret i et tilfældighedskredsløb, så når de begge modtager en kursfoton inden for et givet tidsvindue, kan det identificeres som et resultat af en udslettelseshændelse, der fandt sted på et specifikt punkt inden for vektoren, der forbinder de 2 detektorer. Billedrekonstruktionsalgoritmer kan identificere den nøjagtige position, hvor kollisionen opstod, og illustrere den i det tomografiske hjernebillede.
det radioaktive lægemiddels natur og kemiske design er det, der bestemmer den biologiske funktion, der kan måles. For at måle blodgennemstrømningen kan man vælge 15O, der har en kort halveringstid (cirka 2 minutter) og kan bruges til at skabe radioaktive vandmolekyler (H215O), der injiceres intravenøst. Man kan også bruge 15O til at skabe radioaktivt kulsyre (C15O2), som kan indåndes. For at måle metabolisk aktivitet kan man oprette og radioaktivt mærke en forbindelse, som celler vil forveksle med glukose (18F-fluoroktglucose eller 18F-FDG). FDG absorberes og phosphoryleres i celler ligesom glukose, men behandles ikke yderligere i metaboliske veje og forbliver derfor fanget i cellen. Det er vigtigt, at FDG absorberes proportionalt i forhold til cellernes metaboliske behov, ligesom glukose. Som et resultat vil metabolisk hyperaktive neuroner (som dem med et ictal-fokus) fange mere radioaktiv forbindelse, og hypoaktive neuroner (som dem i områder med neurodegeneration) udsender en lavere andel af liter-fotoner. Disse ændringer afspejles i hjernekortene.
ændringer i regional blodgennemstrømning eller metabolisme kan bruges som indirekte målinger af hjerneaktivitet, som også kan måles med alternative modaliteter (såsom fMRI). Ikke desto mindre er den applikation, der er unik for nuklearmedicinske teknikker, vurderingen af neurotransmitterdynamik. En radioligand er en specifik type radiofarmaceutisk designet til at have stor affinitet for et mål af interesse og meget lavere affinitet for alle andre mål, så det hurtigt fjernes fra blodbanen og andre strukturer, men forbliver fastgjort (og detekterbar) til målet, normalt en neurotransmitterreceptor. Radioliganden skal også være i stand til at krydse blod-hjerne-barrieren og være biologisk inaktiv.8
computertomografi med enkelt fotonemission (SPECT) er også en nuklearmedicinsk modalitet, men den adskiller sig fra PET i de fysiske reaktioner og de partikler, der udsendes. SPECT-nukliderne selv (i modsætning til udsendte positroner) kolliderer med lokale elektroder for at blive mere stabile, og denne reaktion udsender en enkelt foton (ikke 2 fotoner som i PET). SPECT-teknikken har dårligere rumlig opløsning og følsomhed end PET, og dette er mest tydeligt i dybe strukturer, hvor PET er overlegen. SPECT er også mindre alsidig, da den ikke kan bruge det rige udvalg af nuklider, der tillader PET måling af en lang række biologiske processer. Ikke desto mindre er SPECT meget billigere og generelt mere almindeligt tilgængeligt. De højere omkostninger ved PET er drevet af forskellige variabler, men mest markant af behovet for at have en cyclotron-og radiofarmaceutisk syntesefunktioner på stedet (i betragtning af produktets korte halveringstid). I modsætning hertil kan SPECT-forbindelser syntetiseres offsite. Almindeligt anvendte elementer i SPECT er technetium (99 mTc), jod (123i) eller ksenon (133 gange). Disse nuklider kan fastgøres til biologiske molekyler for at skabe SPECT-radioaktive lægemidler, men pasformen er vanskeligere, da technetium, jod eller ksenon ikke er naturligt til stede i almindelige biokemikalier.8