PMC
hogyan végeznek NEUROIMAGING teszteket, és mit tudnak mondani nekünk?
a koponya sima filmjei ugyanazt az elvet követik, mint más szervrendszerek szokásos röntgensugarai (egyetlen sugárforrás és egyetlen érzékelő vagy film), de korlátozott hasznosságuk van. A CT-képeket (1.ábra) úgy hozzák létre, hogy sorozatosan röntgensugarakat szereznek egy forgó axiális síkban. A röntgensugarakhoz hasonlóan a különböző testszövetek specifikus csillapítási tulajdonságokkal rendelkeznek CT képekkel; ezáltal a víz, a zsír, a csont és más szövettípusok eltérően jelennek meg a filmen vagy a digitális érzékelőn. Minél nagyobb a csillapítás, annál könnyebb lesz az anyag a CT-vizsgálaton. Mivel a CT-Szkennerek axiális síkban mérik a Soros röntgensugarakat, a CT-képeket általában axiális szeletekben mutatják be (tipikus síkban 1 mm-nél kisebb felbontással). Bár a számítógépes rekonstrukciós algoritmusok képesek CT képeket sagittális vagy koronális síkban bemutatni, az ilyen adatmanipuláció elveszíti a térbeli felbontást és a részleteket.1
fej számítógépes tomográfia (CT) Contrasta nélkül
a sürgősségi osztály értékelése során kapott CT előtt. Ez az agyi vizsgálat a normál határokon belül volt. Visszatekintve a T2-súlyozott mágneses rezonancia képalkotó vizsgálat segítségével irányíthatja a keresést és azonosíthatja a daganatnak megfelelő, nagyon enyhe hipoattenuációs területet a jobb frontális lebenyben.
a CT technológia kontrasztanyag használatával javítható. A CT kontrasztanyagai radiopaque, nagy röntgencsillapítással rendelkeznek; a CT képeken fehérnek tűnnek. A kontrasztot általában intravénásan injektálják, hogy lehetővé tegyék a vaszkuláris struktúrák képalkotását (pl. CT angiográfia) vagy olyan elváltozások, amelyek megzavarják a vér-agy gátat (pl. A CT kontrasztanyagok lehetnek ionok vagy nemionosak, bár a jelenlegi neuroimaging alkalmazások szinte kizárólag a nemionos kontrasztok használatára támaszkodnak, mert jobb biztonsági profillal rendelkeznek.2
az MRI technikák nem használnak sugárzást; ehelyett a hidrogénionok mágneses tulajdonságait használják a testben. Az MRI szkenner belsejében lévő beteg egy erős mágnes hatása alatt áll a szokásos klinikai alkalmazásokban, általában 1,5 vagy 3 Tesla. Ez a mágneses erő a test hidrogénatomjainak jelentős részét a mágneses mező irányába igazítja. Ezután egy rövid rádiófrekvenciás impulzust alkalmaznak a hidrogénatomok vektorainak eltolására és helytelen beállítására. Az impulzus befejezése után azonban a hidrogénatomok visszatérnek eredeti igazított helyzetükbe egy proton relaxációnak nevezett eljárással, amely energiát szabadít fel. A vizsgálat során több rádiófrekvenciás impulzust alkalmaznak (impulzusszekvencia), és az elektromágneses vevő tekercsek mérik a protonok által kibocsátott energiát.3 különböző változó határozza meg a proton relaxációs folyamatot, amely felelős az egyes hidrogénatomok által kibocsátott jel típusáért. Két fő tényező releváns a klinikus számára: a környezet, ahol a hidrogénatom található, és az alkalmazott impulzusszekvencia.
Az átrendeződés (proton relaxáció) során az atomok energiát bocsátanak ki, de ez az atom fizikai és kémiai környezetének függvényében változik. Ezért a protonok különböző jeleket küldenek attól függően, hogy milyen szövettípusban találhatók (pl. csont, szürke Anyag, Fehér Anyag, cerebrospinális folyadék ). A szövettípus mellett az MRI impulzusszekvencia paraméterei meghatározzák a látott képek tulajdonságait is. A proton relaxáció mechanizmusa 2 időállandóval rendelkezik: T1 és T2. Ezek az állandók tükrözik a proton relaxációs folyamat kapcsolódó, de független fizikai mechanizmusait: T1 magyarázza a relaxációt az eredeti sík felé, a mágneses mezőhöz igazítva,T2 pedig a rádiófrekvenciás impulzus által kényszerített síktól való relaxációt. A T1 és T2 relaxációs komponensek manipulálhatók, hogy a protonokat a T1 vagy T2-szeres maximalizálására kényszerítsék.4 Ezek a különböző MRI protokollok megváltoztatják a proton relaxációs folyamatot és a kibocsátott jelet, ezért különböző típusú képek képződnek, amelyek kiemelik a szövetszerkezet sajátosságait. T1-súlyozott képek (2a.ábra) a szürkeállomány sötétebb, mint a fehérállomány (a szövetek megjelenését tükrözve) és sötéten megjelenő CSF. Ezek a képek ideálisak az agy normális szerkezetének, valamint a patológiás atrófiának, a kortikális dysplasiáknak, a szklerózisnak a megjelenítésére. A T2 képek (3a ábra) a T1-súlyozott vizsgálatokkal ellentétes mintázatot mutatnak, a szürkeállomány könnyebb, mint a fehér anyag (a szövettel szemben), és világos CSF. Ezek a képek érzékenyebbek a kóros folyamatokra, mint például az érrendszeri változások (beleértve a krónikus mikrovaszkuláris sértéseket), a demielinizáció, az általános gyulladás és az ödéma.1
T1 mágneses rezonancia kép (MRI) az (A) és (B) gadolínium Kontrasztinjekció előtt
aez a T1-súlyozott MRI kép (A) nagyon részletesen mutatja az anatómiát, és a tumort heterogén és enyhén hipointenzív elváltozásként. Vegye figyelembe, hogy a T2 szekvenciákhoz képest a T1 alacsonyabb detektálási érzékenységet kínál erre a sérülésre. A gadolínium kontraszt injekció után a posztkontraszt kép (B) nem mutat gadolínium fokozódást, ami arra utal, hogy ezen a ponton ép vér-agy gát van.
T2 (A) és T2-FLAIR (B) mágneses rezonancia Képsorozatokez az impulzus szekvencia egyértelműen azonosítja a jobb frontális daganatot hiperintenzív elváltozásként mind a T2 (A), mind a T2-FLAIR (B) esetében. Figyelje meg a kontrasztkülönbséget a 2 kép között: miután a folyadék hiperintenzív jelét érzékkel elnyomják, a sérülés növeli kontrasztját.
rövidítés: FLAIR = folyadék attenuált fordított hasznosítás.
a T1 – és T2-súlyozott képek megváltoztathatók, hogy növeljék diagnosztikai felbontásukat olyan protokollokkal, amelyek elnyomják a specifikus jelforrásokat. Például elnyomhatjuk a CSF hiperintenzív jelét T2-súlyozott képek a folyadékkal csillapított fordított helyreállítási vagy ÉRZÉKSZEKVENCIÁVAL (3b ábra). Ezek a T2 képek tehát világos szürke anyaggal és sötétebb fehér anyaggal vannak jelen, és magas diagnosztikai értéket kínálnak a kóros folyamatokhoz (például gyulladás, ödéma vagy ischaemia). Ennek ellenére a CSF feketének tűnik, mert általában hiperintenzív jelét elnyomják, és ez nagymértékben növeli a patológiás elváltozások kontrasztját és láthatóságát, különösen, de nem kizárólag a CSF-vel érintkező területeken (pl. Hasonló stratégiával különböző zsírcsökkentő MRI megközelítések léteznek, amelyeket akkor alkalmaznak, amikor a zsírt tartalmazó struktúrák elhomályosítják a potenciális lézió megjelenítését (pl. Ezek a megközelítések mind T1, mind T2 súlyozott képekkel használhatók.3az 1. táblázat összefoglalja a különböző MRI szekvenciák vizuális bemutatását.
1.táblázat.
a mágneses rezonancia képsorozatok vizuális megjelenése (T1, T2, T2-FLAIR)
| szekvencia | szürke Anyag | Fehér Anyag | cerebrospinális folyadék | |
| T1 | sötétszürke (hypointense) | Világosszürke (hyperintense) | fekete | |
| T2 | Világosszürke (hyperintense) | sötétszürke (hypointense) | Fehér | /td> |
| T2-flair | Világosszürke (hiperintenzív) | sötétszürke (hipointenzív) | fekete |
rövidítés: Flair = folyadék attenuált fordított helyreállítás.
diffúziós súlyozott képalkotás (DWI) egy különálló típusa MRI felvételi módszer, amely méri a vízmolekulák mozgását az agyban. Egy pohár vízben lévő vízmolekula izotróp kinetikával rendelkezik, vagyis szabadon diffundál minden lehetséges irányban. Az agyban lévő vízmolekulák nem véletlenszerűen diffundálnak; mozgásukat az agyi anatómia és a szövettani szerkezet korlátai korlátozzák. A diffúzióval súlyozott képalkotás képes mérni a víz diffúzivitását az agy minden meghatározott voxelében (vagy térfogatelemében), és minél több anizotrópia (azaz korlátozott diffúzió), annál hiperintenzívebb a voxel. Ezt a megközelítést alkalmazták a fehér Anyag traktusok szerkezeti anatómiájának feltérképezésére diffúz tenzor képalkotással. Ez a nem invazív eszköz nagy jelentőséggel bír az emberi anatómia tudományos vizsgálata szempontjából in vivo, de a diffúz tenzor képalkotás egyre növekvő klinikai alkalmazásokkal is rendelkezik, különösen az idegsebészeti tervezésben.
gyakrabban a DWI-t számos olyan kóros állapot diagnosztizálására használják, amelyekben a vízmolekulák csökkent diffúzióval vannak jelen. A leggyakoribb és klinikailag releváns alkalmazás az akut ischaemiás stroke diagnosztizálása. Az oxigénhiány citotoxikus sérülést okoz az érintett régió sejtjeiben, ami duzzanatot és ödémát okoz. Ilyen körülmények között az anizotrópia növekszik a molekulák megnövekedett sűrűsége miatt (ami az akut ischaemiás stroke utáni első órában a VOXELEK fényesebbé válnak a DWI-ben). Más kóros folyamatok (például tályogok, hipercelluláris daganatok vagy excitotoxicitás) szintén korlátozzák a víz diffúzióját a szövetszerkezet megnövekedett sűrűsége miatt , és hiperintenzív elváltozásokként azonosíthatók a DWI-vizsgálatok során.1,3
a DWI vizsgálatok nemcsak az anizotrópia változásaira, hanem a T1 és T2 relaxációs mechanizmusokra is érzékenyek. Ezért a T1 és T2 jelváltozások a DWI térképeken is megfigyelhetők, és tévesen azonosíthatók az anizotrópia változásaként. Ez a jelenség nagy jelentőséggel bír az akut és krónikus stroke megkülönböztetésekor. A téves azonosítás elkerülése érdekében a DWI képeket mindig összehasonlítják a diffúziós együttható kvantitatív képeivel, az úgynevezett látszólagos diffúziós együttható térképekkel. Ez azt jelenti, hogy a DWI vizsgálatoknak korlátozott diagnosztikai értéke van, ha a látszólagos diffúziós együttható képeitől függetlenül elemzik, és mindig össze kell hasonlítani a 2 vizsgálatot. A diffúzió valódi csökkenése, amely bármely patofiziológiai folyamatból ered, mindig hiperintenzív voxelként jelenik meg a DWI-ben, a hipointenzív Voxel pedig a látszólagos diffúziós együttható vizsgálatokban. Ha ezt a mintát nem tartják be, akkor a hatást kiváltó mechanizmus valószínűleg eltér a megnövekedett anizotrópiától. Egy jól ismert példa, a T2-shine through, krónikus ischaemiás stroke-okban fordul elő. Ezek a T2 hiperintenzitással járó elváltozások hiperintenzitásként is megjelenhetnek a DWI – ben, de normál vagy gyakrabban hiperintenzív jelekkel a látszólagos diffúziós együttható térképeken. Ha az ember a DWI képet elszigetelten nézné, a lézió összetéveszthető lenne egy akut stroke-val, és a beteg trombolitikus terápiát kaphat. De ha az összes képet együtt nézzük, akkor arra lehet következtetni, hogy a régi stroke T2 jelének változásai “ragyognak” a DWI-vizsgálaton, és hiperintenzív elváltozásokként figyelhetők meg mind a DWI, mind a látszólagos diffúziós együttható térképeken, amelyek nem tükrözik a megnövekedett anizotrópiát.4
paramágneses tulajdonságai miatt a gadolínium a leggyakrabban használt MRI kontrasztanyag. A CT képalkotáshoz használt kontrasztanyagokhoz hasonlóan a gadolíniumot intravénásan injektálják, és a vér-agy gátat megtörő elváltozások kimutatására vagy kizárására használják. A fej Mr angiográfiája nem használ kontrasztanyagokat, mint a CT angiográfiában, hanem a specifikus MR impulzusszekvenciák lehetővé teszik az érrendszer nem invazív megjelenítését.1 A nyak MR angiográfiája gadolíniumot vagy ugyanazt az impulzusszekvenciát használhatja, amelyet a fej MR angiográfiájához használnak.1
a funkcionális MRI (fMRI) egy képalkotó módszer, amelyet egészen a közelmúltig kizárólag kutatási eszközként használtak; most azonban bizonyos korlátozott, de növekvő klinikai alkalmazásokhoz fejlesztették ki5 (4.ábra). A fent említett MRI módozatokkal ellentétben az fMRI-t az agyterületek és áramkörök funkciójának (nem szerkezetének) mérésére optimalizálták. MRI impulzusszekvenciáit úgy tervezték, hogy detektálják az oxihemoglobin és a deoxihemoglobin arányát. Amikor egy agyi terület növeli aktivitását, például egy bizonyos feladat összefüggésében, növeli az anyagcsere-és oxigénellátási igényeit is. Ebben az összefüggésben 2 jelenség történik párhuzamosan. Először is, mivel több oxigént használnak, több oxihemoglobint alakítanak át deoxihemoglobinná, és a deoxihemoglobin abszolút mennyisége nő. Másodszor, mivel több oxigénre van szükség, egy kapcsolt neurovaszkuláris mechanizmus aktiválódik, amely aktivitásfüggő helyi értágulatot vált ki, amely növeli a vér regionális áramlását oxihemoglobinnal. A 2 folyamat összegzése az oxihemoglobin abszolút és relatív növekedését idézi elő, amely korrelál az agyi aktivitás növekedésével. Ezért az fMRI dinamikusan képes kimutatni a regionális véráramlás és az oxihemoglobin koncentráció változásait, és ezen intézkedések révén jó térbeli felbontással tükrözi az agyi aktivitás változásait.6
funkcionális mágneses rezonancia kép, amely az Ujjcsapolást (A) és a kézfogást (B) mutatja Tasksa
atkét képet választottunk ki különböző síkokban az ujjcsapolás (axiális szelet) és a kézfogási feladatok (koronális szelet) aktiválásának szemléltetésére. Vegye figyelembe a daganatot a jobb precentral gyruson. Ennek a bal motoros feladatnak az aktiválása atipikus: elsősorban a bal precentral gyrusban (ipsilateral a mozgáshoz és contralesional). A kiegészítő motorterületen (mediális frontális) történő aktiválás szintén megfigyelhető.
a mágneses rezonancia spektroszkópia egy MRI-alapú alkalmazás, amelyet a hidrogénatomokon kívüli specifikus kémiai kötések relaxációs tulajdonságainak mérésére használnak. A korábbi módszerekkel ellentétben nem az egész agyat méri, hanem kiválaszt egy előre meghatározott régiót, és megméri bizonyos kémiai elemek vagy molekulák relatív koncentrációját. A mágneses rezonancia spektroszkópiát ezért nem az agy szerkezetének vagy működésének, hanem kémiai összetételének mérésére használják. A módszert széles körben használják a kutatásban, de lassan megtalálja a helyét a klinikai környezetben daganatok, epilepsziás gócok, érrendszeri elváltozások vagy demielinizációs területek kimutatására.7
A pozitron emissziós tomográfia (Pet) egy nukleáris medicina diagnosztikai technika, amelyet funkcionális agyi vizsgálatok elvégzésére használnak, hasonlóan az fMRI-hez, és különbözik a strukturális információkat nyújtó standard CT és MRI vizsgálatoktól. A PET technika 3 elsődleges változó mérésére használható: regionális véráramlás, anyagcsere-változások és neurotranszmitter dinamika. Új kísérleti megközelítések vannak kifejlesztve a kifinomultabb biológiai mechanizmusok azonosítására, mint például a fehérjeszintézis, a második hírvivő rendszerek és a génexpresszió.8 az fMRI-vel ellentétben, amely szintén funkcionális neuroimaging mód, A PET radioaktív anyag vagy radiofarmakon injekcióját igényli, amely szelektíven eloszlik az agyban (és az összes többi szervben), miközben energiát bocsát ki, mint a fotonok. Ezeknek a fotonoknak a regionális felvétele, eloszlása és kimosódása a szkennerben található speciális receptortekercsek segítségével számszerűsíthető, és a kiszámított információ felhasználható az agy tomográfiai képeinek előállítására, amelyek azonosítják az érdekes neurobiológiai változót (pl. véráramlás, glükóz felszívódás, dopamin receptor sűrűség).
A pozitron emissziós tomográfia radioaktív nuklidoknak nevezett kémiai elemek pozitron-kibocsátó izotópjait igényli. A nuklidok ciklotronban jönnek létre úgy, hogy pozitív töltéseket adnak a szerves molekulákban általában megtalálható kémiai elemek magjához, mint például a 11-szén (11c), a 15-oxigén (15o), a 18-fluor (18F) és a 13-nitrogén (13N). Ezekkel a nuklidokkal radiofarmakonokat lehet létrehozni, amelyek biológiai jelentőségű molekulák, amelyek ezen radioaktív elemek 1-jét hordozzák, ezért radioaktív energiát bocsátanak ki (fotonok). Mivel a nuklid protonfelesleggel rendelkezik, pozitív töltésű részecskét (pozitront) szabadít fel annak érdekében, hogy stabilabb állapotba térjen vissza. Ez a pozitron ütközik a negatív töltésű elektronokkal, amelyek körülveszik a magot, és ennek az ütközésnek (egy megsemmisítési eseménynek) a következményeként 2 foton keletkezik. Ezt a 2 db-os fotont az ütközés után ellentétes irányban (180 db) hajtják meg egymástól, amíg meg nem érkeznek a PET kamera detektoraihoz. A PET kamerában lévő, egymással szemben elhelyezkedő detektorok egy véletlen áramkörben vannak összekötve és szinkronizálva, így amikor mindketten egy adott időablakon belül kapnak egy XXIII fotont, akkor az egy megsemmisítési esemény eredményeként azonosítható, amely a 2 detektort összekötő vektor egy adott pontján történt. A képrekonstrukciós algoritmusok képesek azonosítani az ütközés pontos helyét, és illusztrálni azt a tomográfiai agyképen.
a radiofarmakon jellege és kémiai felépítése határozza meg a mérhető biológiai funkciót. A véráramlás mérésére 15o-t lehet választani, amelynek rövid felezési ideje (körülbelül 2 perc) van, és felhasználható radioaktív vízmolekulák (H215O) létrehozására, amelyeket intravénásan injektálnak. A 15o felhasználható radioaktív szén-dioxid (C15O2) létrehozására is, amely belélegezhető. A metabolikus aktivitás mérésére olyan vegyületet lehet létrehozni és radioaktívan címkézni, amelyet a sejtek összekevernek a glükózzal (18F-fluorodeoxiglükóz vagy 18F-FDG). Az FDG felszívódik és foszforilálódik a sejtekben, csakúgy, mint a glükóz, de az anyagcsere útjaiban nem fog tovább feldolgozni, ezért csapdába esik a sejtben. Fontos, hogy az FDG a sejtek metabolikus igényeivel arányosan felszívódik, akárcsak a glükóz. Ennek eredményeként a metabolikusan hiperaktív neuronok (mint például az ictal fókusz) több radioaktív vegyületet fognak csapdába ejteni, és a hipoaktív neuronok (mint például a neurodegeneráció területein) alacsonyabb arányban bocsátanak ki a Bitcoin fotonokat. Ezek a változások tükröződnek az agyi térképekben.
a regionális véráramlás vagy anyagcsere változásai felhasználhatók az agyi aktivitás közvetett méréseként, amelyek alternatív módozatokkal (például fMRI) is mérhetők. Ennek ellenére a nukleáris gyógyászati technikákra egyedülálló alkalmazás a neurotranszmitter dinamikájának értékelése. A radioligand egy speciális típusú radiofarmakon, amelyet úgy terveztek, hogy nagy affinitással rendelkezzen egy érdekes célponthoz, és sokkal alacsonyabb affinitással rendelkezzen az összes többi célponthoz, így gyorsan kiürül a véráramból és más struktúrákból, de továbbra is kapcsolódik (és kimutatható) a célhoz, általában egy neurotranszmitter receptorhoz. A radioligandnak képesnek kell lennie átjutni a vér-agy gáton, és biológiailag inaktívnak kell lennie.8
az egy foton emissziós komputertomográfia (SPECT) szintén egy nukleáris gyógyászati módszer, de a fizikai reakciókban és a kibocsátott részecskékben különbözik a PET-től. Maguk a SPECT-nuklidok (szemben a kibocsátott pozitronokkal) ütköznek a helyi elektródákkal, hogy stabilabbá váljanak, és ez a reakció egyetlen fotont bocsát ki (nem 2 fotont, mint a PET-ben). A SPECT technika rosszabb térbeli felbontással és érzékenységgel rendelkezik, mint a PET, és ez leginkább a mély struktúrákban nyilvánul meg, amelyekben a PET jobb. A SPECT kevésbé sokoldalú, mivel nem tudja használni a nuklidok gazdag változatosságát, amelyek lehetővé teszik a pet számára a biológiai folyamatok széles skálájának mérését. Ennek ellenére a SPECT sokkal olcsóbb és általában gyakrabban elérhető. A PET magasabb költségeit különböző változók okozzák, de leginkább a ciklotron és a radiofarmakon szintézis képességének szükségessége a helyszínen (tekintettel a termékek rövid felezési idejére). Ezzel szemben a SPECT vegyületek szintetizálhatók a helyszínen kívül. A SPECT általánosan használt elemei technécium (99 mTc), jód (123i) vagy xenon (133xe). Ezek a nuklidok biológiai molekulákhoz kapcsolódhatnak, hogy SPECT radiofarmakonokat hozzanak létre, de az illeszkedés nehezebb, mivel a technécium, a jód vagy a xenon természetesen nincs jelen a közös biokémiai anyagokban.8