PMC

Hur utförs NEUROIMAGING-test och vad kan de berätta för oss?

vanliga filmer av skallen följer samma princip som vanliga röntgenstrålar från andra organsystem (en enda strålkälla och en enda sensor eller film), men de har begränsad nytta. CT-bilder (Figur 1) skapas genom att seriellt förvärva röntgenstrålar i ett roterande axiellt plan. Som med röntgenstrålar har olika kroppsvävnader specifika dämpningsegenskaper med CT-bilder; detta gör att vatten, fett, ben och andra vävnadstyper ser annorlunda ut på filmen eller den digitala sensorn. Ju högre dämpning, desto lättare kommer materialet att visas på CT-skanningen. Eftersom CT-skannrar mäter seriella röntgenstrålar i ett axiellt plan presenteras CT-bilder vanligtvis i axiella skivor (med en typisk planlösning på mindre än 1 mm). Även om beräkningsrekonstruktionsalgoritmer kan presentera CT-bilder i ett sagittalt eller koronalt plan, förlorar sådan datamanipulation rumslig upplösning och detalj.1

CT-tekniken kan förbättras genom användning av ett kontrastmaterial. Kontrastmedel för CT är radiopaque och har en hög röntgendämpning; de verkar vita på CT-bilder. Kontrast injiceras vanligtvis intravenöst för att möjliggöra avbildning av vaskulära strukturer (t.ex. CT-angiografi) eller lesioner som stör blod-hjärnbarriären (t. ex. sekundär till inflammation, blödningar, vissa tumörer). CT-kontrastmedel kan vara joniska eller nonjoniska, även om nuvarande neuroimaging-applikationer nästan uteslutande förlitar sig på användning av nonjoniska kontraster eftersom de har en bättre säkerhetsprofil.2

Mr-teknikerna använder inte strålning; istället används de magnetiska egenskaperna hos vätejoner i kroppen. En patient inuti Mr-skannern påverkas av en stark magnet i standard kliniska tillämpningar, vanligtvis 1,5 eller 3 Tesla. Denna magnetiska kraft justerar en betydande del av kroppens väteatomer i magnetfältets riktning. En kort radiofrekvenspuls appliceras sedan för att skifta och feljustera vektorerna hos väteatomerna. Men efter att pulsen slutar återgår väteatomer till sin ursprungliga inriktade position genom en process som kallas protonavslappning som frigör energi. Under en skanning appliceras flera radiofrekvenspulser (pulssekvens) och elektromagnetiska mottagarspolar mäter den energi som emitteras av protonerna.3 olika variabler bestämmer protonavslappningsprocessen, som är ansvarig för den typ av signal som varje väteatom avger. Två huvudfaktorer är relevanta för läkaren: miljön där väteatomen finns och pulssekvensen appliceras.

under omjusteringsprocessen (protonavslappning) avger atomerna energi, men detta varierar som en funktion av atomens fysiska och kemiska miljö. Därför skickar protoner olika signaler beroende på vävnadstypen där de finns (t.ex. ben, grå substans, vit substans, cerebrospinalvätska). Förutom vävnadstypen bestämmer parametrarna i Mr-pulssekvensen också egenskaperna hos de bilder som ses. Mekanismen för protonavslappning har 2 tidskonstanter: T1 och T2. Dessa konstanter återspeglar relaterade men oberoende fysiska mekanismer för protonavslappningsprocessen: T1 förklarar avslappningen mot det ursprungliga planet i linje med magnetfältet, och T2 förklarar avslappningen bort från planet som tvingas av radiofrekvenspulsen. T1 och T2 avkoppling komponenter kan manipuleras för att tvinga protoner att justera på ett sätt som maximerar T1 eller T2 gånger.4 dessa olika Mr-protokoll förändrar protonavslappningsprocessen och signalen som avges; därför bildas olika typer av bilder som belyser specifika egenskaper hos vävnadsstrukturen. T1-viktade bilder (figur 2a) närvarande med grå materia som är mörkare än vit materia (reflekterande vävnadsutseende) och med mörkt uppträdande CSF. Dessa bilder är idealiska för att visualisera hjärnans normala struktur, såväl som patologisk atrofi, kortikal dysplasi och skleros. T2-bilder (figur 3A) visar ett mönster mittemot T1-viktade skanningar, med grå materia som är ljusare än vit materia (motsatt vävnaden) och med ljus CSF. Dessa bilder är mer känsliga för patologiska processer som vaskulära förändringar (inklusive kroniska mikrovaskulära förolämpningar), demyelinisering, allmän inflammation och ödem.1

T1 – och T2-viktade bilder kan ändras för att öka deras diagnostiska upplösning med protokoll som undertrycker specifika signalkällor. Till exempel kan man undertrycka HYPERINTENSITETSSIGNALEN för CSF i T2-viktade bilder med den fluiddämpade inverterade återhämtningen eller FLAIR-sekvensen (figur 3b). Dessa T2-bilder presenterar därför med ljusgrå Materia och med mörkare vit materia, och de erbjuder högt diagnostiskt värde för patologisk process (såsom inflammation, ödem eller ischemi). Icke desto mindre verkar CSF svart eftersom dess vanligtvis hyperintenssignal undertrycks, och detta ökar kraftigt kontrasten och synligheten hos patologiska lesioner, särskilt men inte uteslutande i territorier i kontakt med CSF (t.ex. kortikala fälgar eller periventrikulära regioner). Med en liknande strategi finns olika fettundertryckande Mr-metoder och används när strukturer som innehåller fett döljer visualiseringen av en potentiell lesion (t.ex. perivaskulärt fett runt ett dissekerat kärl eller trombus). Dessa tillvägagångssätt kan användas med både T1-och T2-viktade bilder.3tabell 1 ger en sammanfattning av den visuella presentationen av de olika Mr-sekvenserna.

Diffusion-weighted imaging (Dwi) är en distinkt typ av Mr-förvärvsmetod som mäter rörelserna av vattenmolekyler i hjärnan. En vattenmolekyl i ett glas vatten har isotrop kinetik, det vill säga det diffunderar fritt i alla möjliga riktningar. Vattenmolekyler i hjärnan diffunderar inte slumpmässigt; deras rörelse begränsas av begränsningarna i cerebral anatomi och den histologiska strukturen. Diffusionsvägd avbildning kan mäta vattendiffusivitet i varje definierad voxel (eller volymelement) i hjärnan, och ju mer anisotropi (dvs begränsad diffusivitet), desto mer hyperintensitet visas voxel. Detta tillvägagångssätt har använts för att kartlägga den strukturella anatomin hos vita materialkanaler med diffus tensoravbildning. Detta icke-invasiva verktyg är av stor betydelse för den vetenskapliga studien av mänsklig anatomi in vivo, men diffus tensoravbildning har också Växande kliniska tillämpningar, särskilt i neurokirurgisk planering.

oftare används DWI för att diagnostisera ett antal patologiska tillstånd där vattenmolekyler förekommer med minskad diffusivitet. Den vanligaste och kliniskt relevanta applikationen är att diagnostisera akuta ischemiska stroke. Bristen på syre orsakar cytotoxisk skada på celler i det drabbade området, vilket inducerar svullnad och ödem. Under dessa förhållanden ökar anisotropin på grund av den ökade densiteten hos molekyler (vilket gör att voxlar verkar ljusare i DWI inom den första timmen efter en akut ischemisk stroke). Andra patologiska processer (såsom abscesser, hypercellulära tumörer eller excitotoxicitet) uppvisar också begränsningar för vattendiffusivitet på grund av vävnadsstrukturens ökade densitet och kan identifieras som hyperintense lesioner i DWI-skanningar.1,3

DWI-skanningarna är känsliga inte bara för förändringar i anisotropi utan också för T1-och T2-avslappningsmekanismer. Därför kan T1-och T2-signalförändringar också ses i DWI-kartor och kan felidentifieras som förändringar i anisotropi. Detta fenomen är av stor betydelse vid differentiering av akuta och kroniska stroke. För att undvika felidentifiering jämförs DWI-bilder alltid med kvantitativa bilder av diffusionskoefficienten, känd som skenbara diffusionskoefficientkartor. Det vill säga att DWI-skanningar har begränsat diagnostiskt värde om de analyseras oberoende av synliga diffusionskoefficientbilder, och man måste alltid jämföra 2-skanningarna. Sann reduktion i diffusivitet, som härrör från någon patofysiologisk process, kommer alltid att vara närvarande som hyperintense voxels i DWI och hypointense voxels i skenbara diffusionskoefficientskanningar. Om detta mönster inte observeras kommer mekanismen som driver effekten sannolikt att skilja sig från ökad anisotropi. Ett välkänt exempel, T2-shine through, förekommer vid kroniska ischemiska stroke. Dessa lesioner förekommer med T2-hyperintensitet och kan också visas som hyperintensiteter i DWI men med normala eller oftare hyperintensitetssignaler i skenbara diffusionskoefficientkartor. Om man skulle titta på DWI-bilden isolerat kan lesionen förväxlas med en akut stroke och patienten kan få trombolytisk behandling. Men om man tittar på alla bilder tillsammans kan man dra slutsatsen att förändringarna i T2-signalen från den gamla stroke ”lyser igenom” DWI-skanningen och kan observeras som hyperintensiva lesioner i både DWI-och uppenbara diffusionskoefficientkartor, vilket inte kan återspegla ökad anisotropi.4

Gadolinium är det vanligaste Mr-kontrastmaterialet på grund av dess paramagnetiska egenskaper. Liksom kontrastmedel för CT-avbildning injiceras gadolinium intravenöst och används för att upptäcka eller utesluta lesioner som bryter blod-hjärnbarriären. MR-angiografi i huvudet använder inte kontrastmedel som används i CT-angiografi, utan istället möjliggör specifika Mr-pulssekvenser icke-invasiv visualisering av vaskulaturen.1 hals MR-angiografi kan använda antingen gadolinium eller samma pulssekvens som används för huvud MR-angiografi.1

funktionell MR (fMRI) är en bildmodalitet som tills nyligen hade använts uteslutande som ett forskningsverktyg; det har emellertid nu utvecklats för vissa begränsade men växande kliniska tillämpningar5 (Figur 4). Till skillnad från de ovan nämnda Mr-metoderna är fMRI optimerad för att mäta funktionen (inte strukturen) i hjärnområden och kretsar. Dess Mr-pulssekvenser är utformade för att detektera förhållandet mellan oxyhemoglobin och deoxyhemoglobin. När ett hjärnområde ökar sin aktivitet, till exempel i samband med en viss uppgift, ökar det också dess metaboliska och syrebehov. I detta sammanhang sker 2 fenomen parallellt. För det första, eftersom mer syre används, omvandlas mer oxyhemoglobin till deoxihemoglobin, och den absoluta mängden deoxihemoglobin ökar. För det andra, eftersom mer syre behövs, aktiveras en kopplad neurovaskulär mekanism som inducerar aktivitetsberoende lokal vasodilation som ökar det regionala blodflödet med oxyhemoglobin. Summeringen av 2-processerna inducerar en absolut och relativ ökning av oxyhemoglobin som korrelerar med ökningen av hjärnaktiviteten. Därför kan fMRI upptäcka förändringar i regionalt blodflöde och oxyhemoglobinkoncentration dynamiskt, och genom dessa åtgärder återspeglar det förändringar i hjärnaktivitet med god rumslig upplösning.6

magnetisk resonansspektroskopi är en MR-baserad applikation som används för att mäta avslappningsegenskaperna hos specifika kemiska bindningar bortom väteatomer. Till skillnad från de tidigare metoderna mäter den inte hela hjärnan utan väljer en fördefinierad region och mäter de relativa koncentrationerna av vissa kemiska element eller molekyler. Magnetisk resonansspektroskopi används därför inte för att mäta hjärnans struktur eller funktion utan dess kemiska sammansättning. Metoden används ofta i forskning men finner långsamt sin plats i klinisk miljö för detektering av tumörer, epileptiska foci, vaskulära lesioner eller områden av demyelinisering.7

positronemissionstomografi (PET) är en diagnostisk teknik för kärnmedicin som används för att erhålla funktionella hjärnskanningar, liknande fMRI och skiljer sig från vanliga CT-och MR-skanningar som ger strukturell information. PET-tekniken kan användas för att mäta 3 primära variabler: regionalt blodflöde, metaboliska förändringar och neurotransmittordynamik. Nya experimentella metoder är under utveckling för att identifiera mer sofistikerade biologiska mekanismer, såsom proteinsyntes, andra budbärarsystem och genuttryck.8 till skillnad från fMRI, som också är en funktionell neuroimaging-modalitet, kräver PET injektion av en radioaktiv substans eller radiofarmaceutisk som kommer att distribueras selektivt i hjärnan (och alla andra organ), samtidigt som den avger energi i form av hawaiifotoner. Det regionala upptaget, distributionen och utspädningen av dessa fotoner kan kvantifieras med hjälp av de speciella receptorspolarna som finns i skannern, och informationen beräknad kan användas för att erhålla tomografiska bilder av hjärnan som identifierar den neurobiologiska variabeln av intresse (t.ex. blodflöde, glukosabsorption, dopaminreceptortäthet).

positronemissionstomografi kräver positronemitterande isotoper av kemiska element som kallas radioaktiva nuklider. Nuklider skapas i en cyklotron genom att tillsätta positiva laddningar till kärnan av kemiska element som vanligtvis finns i organiska molekyler, såsom 11-kol (11C), 15-syre (15o), 18-fluor (18F) och 13-kväve (13N). Med dessa nuklider kan man sedan skapa radioaktiva läkemedel, vilka är molekyler av biologisk betydelse som bär 1 av dessa radioaktiva element och därför avger radioaktiv energi (tuberkulosfotoner). Eftersom nukliden har ett överskott av protoner frigör den en positivt laddad partikel (en positron) för att återgå till ett mer stabilt tillstånd. Denna positron kolliderar med de negativt laddade elektronerna som omger kärnan, och som en följd av denna kollision (en förintelseshändelse) skapas 2 megapixelfotoner. Dessa 2 oc-foton drivs i motsatta riktningar (180 oc) från varandra efter kollisionen tills de kommer fram till detektorerna i PET-kameran. Detektorer i PET-kameran som ligger mittemot varandra är anslutna och synkroniserade i en sammanfallskrets, så att när de båda tar emot en megapixelfoton inom ett givet tidsfönster kan det identifieras som ett resultat av en förintelsehändelse som inträffade vid en specifik punkt inom vektorn som förbinder 2-detektorerna. Bildrekonstruktionsalgoritmer kan identifiera den exakta positionen där kollisionen inträffade och illustrera den i den tomografiska hjärnbilden.

radiofarmaceutikens natur och kemiska utformning är det som bestämmer den biologiska funktionen som kan mätas. För att mäta blodflödet kan man välja 15O som har en kort halveringstid (cirka 2 minuter) och kan användas för att skapa radioaktiva vattenmolekyler (H215O) som injiceras intravenöst. Man kan också använda 15O för att skapa radioaktiv koldioxid (C15O2), som kan inhaleras. För att mäta metabolisk aktivitet kan man skapa och radioaktivt märka en förening som celler kommer att förvirra med glukos (18F-fluorodeoxyglukos eller 18F-FDG). FDG kommer att absorberas och fosforyleras i celler precis som glukos men kommer inte att behandlas vidare i metaboliska vägar och förblir därför fångade i cellen. Viktigt är att FDG absorberas proportionellt mot cellernas metaboliska behov, precis som glukos. Som ett resultat kommer metaboliskt hyperaktiva neuroner (som de i ett ictal-fokus) att fånga mer radioaktiv förening, och hypoaktiva neuroner (som de i områden med neurodegeneration) kommer att avge en lägre andel av tuberkulosfotoner. Dessa förändringar kommer att återspeglas i hjärnkartorna.

förändringar i regionalt blodflöde eller metabolism kan användas som indirekta mått på hjärnaktivitet, som också kan mätas med alternativa metoder (såsom fMRI). Ändå är applikationen som är unik för kärnmedicinstekniker bedömningen av neurotransmittordynamik. En radioligand är en specifik typ av radiofarmaceutisk utformad för att ha stor affinitet för ett mål av intresse och mycket lägre affinitet för alla andra mål, så att det kommer att rensas från blodomloppet och andra strukturer snabbt men kommer att förbli fäst (och detekterbart) till målet, vanligtvis en neurotransmittorreceptor. Radioligand måste också kunna korsa blod-hjärnbarriären och vara biologiskt inaktiv.8

single photon emission computed tomography (SPECT) är också en kärnmedicinsk modalitet, men den skiljer sig från PET i de fysiska reaktionerna och partiklarna som släpps ut. SPECT-nukliderna själva (i motsats till utsända positroner) kommer att kollidera med lokala elektroder för att bli mer stabila, och den reaktionen kommer att avge en enda foton (Inte 2 fotoner som i PET). SPECT-tekniken har sämre rumslig upplösning och känslighet än PET, och detta är tydligast i djupa strukturer där PET är överlägsen. SPECT är också mindre mångsidig, eftersom den inte kan använda den rika variationen av nuklider som gör det möjligt för PET att mäta ett brett spektrum av biologiska processer. Ändå är SPECT mycket billigare och i allmänhet mer allmänt tillgänglig. De högre kostnaderna för PET drivs av olika variabler men mest signifikant av behovet av att ha en cyklotron och radiofarmaceutisk synteskapacitet på plats (med tanke på den korta halveringstiden för sina produkter). Däremot kan SPECT-föreningar syntetiseras utanför platsen. Vanliga element i SPECT är teknetium (99 mTc), jod (123i) eller xenon (133xe). Dessa nuklider kan fästas till biologiska molekyler för att skapa SPECT radiofarmaka, men passformen är svårare, eftersom teknetium, jod eller xenon inte är naturligt närvarande i vanliga biokemikalier.8