Esplorazione funzionale in vivo del cervello I metodi di neuroimaging attualmente sviluppati non solo forniscono informazioni sulla struttura e sull a

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1 Tecniche di esplorazione funzionale in vivo del cervello Ing. Lorenzo Sani Laboratorio di Biochimica Clinica e Biologia Molecolare Clinica Facoltà di Medicina, Università di Pisa Materiale didattico: segreteria@bioclinica.unipi.it Prenotazione Esami

2 Esplorazione funzionale in vivo del cervello I metodi di neuroimaging attualmente sviluppati non solo forniscono informazioni sulla struttura e sull anatomia cerebrale, ma consentono anche di investigare lo stato funzionale in vivo del cervello umano Distinzione generale tra le metodiche di esplorazione funzionale in vivo del cervello: Tecniche elettriche - magnetiche: rilevano direttamente la funzionalità cerebrale attraverso la misurazione dei correlati elettrici o magnetici dell attività neuronale (EEG; MEG) Metodiche emodinamiche - metaboliche: rilevano indirettamente la funzionalità cerebrale attraverso la misurazione degli eventi vascolari o metabolici che accompagnano l attività neuronale (PET, fmri)

3 Tecniche di esplorazione funzionale in vivo del cervello La risonanza magnetica funzionale fmri

4 Principi fisici dell'imaging funzionale mediante risonanza magnetica Segnale BOLD e suo legame con l'attività neurale Tecniche di analisi dei dati fmri

5 Principi fisici dell'imaging funzionale mediante risonanza magnetica Segnale BOLD e suo legame con l'attività neurale Tecniche di analisi dei dati fmri

6 Atomo di idrogeno 1 H - ELETTRONE PROTONE + NUCLEO

7 Proprietà di una particella subatomica Massa Spin Carica elettrica S N Rapporto giromagnetico γ 1H = MHz/T Momento magnetico (dovuto alla rotazione di una carica elettrica) Momento angolare (dovuto alla rotazione di una massa)

8 Orientazione degli spin In assenza di B 0 In presenza di B 0 B0 Proprietà che permette ad un nucleo atomico di interagire con un campo magnetico esterno: spin intrinseco I (fenomeno quantistico per il quale il nucleo ruota intorno al proprio asse) µ può assumere 2I+1 orientamenti in un campo magnetico esterno, corrispondenti a 2I+1 livelli energetici permessi Atomo di idrogeno 1 H: spin I=1/2 2 orientamenti possibili µ può allinearsi al campo magnetico esterno B 0 in posizione parallela (livello basso di energia) o antiparallela (livello alto di energia)

9 Frequenza di precessione B 0 B 0 Equazione di Larmor: Frequenza di precessione ω = γ Β ο Campo magnetico statico Rapporto giromagnetico ω = x 1.5 = MHz : siamo nella banda delle radiofrequenze (RF)

10 Spettro elettromagnetico (EM) fmri RX TAC PET B 0 B 1 (ω = 0) NON ionizzanti Gli Ultrasuoni NON sono onde EM!!! ionizzanti

11 Magnetizzazione netta M E la somma vettoriale di tutti gli spin coinvolti nel fenomeno z B0 z M µ 3 µ 2 y x µ n µ 1

12 Risonanza Magnetica Se i protoni posti nel campo magnetico statico B 0 vengono eccitati con un impulso e.m. a frequenza ω (frequenza di precessione) si ha il fenomeno della risonanza magnetica nucleare U U U U U U Impulso di eccitazione U Risonanza U U U U U

13 Risonanza Magnetica: l impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) Impulso di eccitazione RF B0 EX. 90 Antenna (bobina) RF

14 Risonanza Magnetica: l impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) Impulso di eccitazione RF B0

15 Risonanza Magnetica: il segnale B0 Bobina RF ricevente Segnale RF ricevuto Segnale FID: Free Induction Decay B0 Bobina RF ricevente Segnale RF ricevuto (FID)

16 Parametri relativi ai tessuti Tempo di rilassamento trasversale T2 Tempo di rilassamento longitudinale T1 Densità Protonica PD

17 Rilassamento T2 T2 = tempo di rilassamento trasversale, effetto spin-spin: scambio di energia tra uno spin e l altro I momenti magnetici dei singoli spin precessano a velocità differenti e quindi si sfasano tra loro La componente trasversale M XY perpendicolare al campo B 0 tende ad annullarsi

18 Tempo di rilassamento T2 T2 = costante di tempo del rilassamento trasversale B0 M xy (t) exp(-t/t 2 ) T2 = tempo che impiegano i protoni a defasare tra loro (e quindi ad attenuare il segnale), cioè tempo necessario affinché lo sfasamento dei nuclei determini la riduzione della componente trasversale M xy del 63%

19 Tempo di rilassamento T2 S e g n a l e Sangue (T2 362ms.) Rene (T2 124ms.) grasso (T2 108ms.) Tempo

20 Pseudo rilassamento, tempo T2* La presenza di disomogeneità del campo magnetico statico B 0 all interno del campione causa inevitabilmente un ulteriore defasamento relativo dei nuclei tra loro Si definisce un altro tempo di rilassamento: T2*, esprimendo la velocità di decadimento trasversale osservata: 1/T2* come la somma di due contributi: 1) il contributo del rilassamento dovuto all effetto spin-spin: 1/T2 2) il contributo del rilassamento dovuto alle disomogeneità del campo magnetico statico: 1/T2 disom T = γ B = + * T T disom disom T2 T2 disom = costante di tempo del rilassamento dovuto alle disomogeneità del campo magnetico statico B 0 B0: ampiezza della variazione (disomogeneità) del campo magnetico statico B 0 nella regione considerata 1 M xy (t) exp(-t / T 2* )

21 Rilassamento T1 T1 = tempo di rilassamento longitudinale, effetto spin-lattice: scambio di energia tra uno spin e l ambiente circostante M M I momenti magnetici dei singoli spin tendono gradualmente a riallinearsi con B 0 La componente longitudinale M Z lungo il campo B 0 torna verso il suo valore iniziale M 0

22 Tempo di rilassamento T1 T1 = costante di tempo del rilassamento longitudinale B0 T 1 = tempo che impiega il vettore M a riallinearsi lungo la direzione di B 0 (e quindi ad attenuare il segnale), cioè tempo necessario affinché la componente longitudinale M z riacquisti il 63% del valore di equilibrio M 0 parallelo a B 0

23 Densità protonica PD numero di protoni presenti nella zona di interesse B0 M 0 Segnale RF ricevuto (FID) B0 M y Segnale RF ricevuto (FID) M 0 Maggiore densità protonica -> più grande M 0 -> più alto segnale (FID)

24 Immagini pesate Perché T2, T1, PD? T2W T1W PDW

25 Parametri di acquisizione: FA TR TE FA - Flip angle: angolo tra B 0 e M; è proporzionale alla durata ed all intensità dell impulso RF TR - Tempo di ripetizione: tempo tra un impulso RF ed il successivo TE - Tempo di Eco: tempo tra l emissione di un impulso RF e la ricezione del segnale Variando opportunamente i valori dei parametri di acquisizione FA, TR e TE si possono ottenere immagini pesate T2, T2*, T1 o PD

26 I gradienti di campo magnetico Cosa sono? Campi magnetici che si sommano a B 0 e le cui intensità variano linearmente con la posizione lungo i tre assi (direzioni dello spazio): x, y, z B 0 Gradiente -2-1 ω = γb x, y, z A cosa servono? Per selezionare una regione di interesse e codificare la zona sorgente del segnale ricevuto

27 Gradiente di selezione fetta Gradiente lungo B 0 z (G z : eccitazione selettiva) ω = γb Z Gradiente attivo durante la trasmissione dell Impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) B z (z) B 0 B z = B 0 B z = B 0 + z G z 0 1 z B z < B 0 B z > B 0

28 Gradiente di selezione fetta Gradiente lungo B 0 z (G z : eccitazione selettiva) ω z = γb z B z = B 0 + z G z ω z = γb z = γ (B 0 + z G z ) ω z (z) B 0 ω z = ω 0 ω z = γ (B 0 + z G z ) 0 1 z ω z < ω 0 ω z >ω 0

29 Gradiente di fase Codifica di fase GRADIENTE ATTIVO: gli spin si defasano man mano che il gradiente è attivo GRADIENTE SPENTO: gli spin tornano a precedere tutti alla stessa frequenza ω, ma rimangono sfasati tra loro La fase delle componenti del segnale ricevuto è funzione della posizione lungo la direzione del gradiente di fase

30 Gradiente di lettura Codifica di frequenza Gradiente attivo durante la fase di acquisizione del segnale RM La frequenza delle componenti del segnale ricevuto è funzione della posizione lungo la direzione del gradiente di lettura

31 I tre gradienti Z Y X Y X

32 Le sequenze di acquisizione Successione temporale di attivazione disattivazione di: impulsi di eccitazione a radiofrequenza RF gradienti di campo magnetico acquisizione (ricezione e memorizzazione) del segnale FID

33 Le sequenze di acquisizione Gradiente di selezione fetta: attivo durante la trasmissione dell impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) Gradiente di lettura: attivo durante la fase di acquisizione del segnale RM Gradiente di fase: attivo dopo lo spegnimento del gradiente di selezione fetta e prima dell accensione del gradiente di lettura

34 Il K-spazio Memorizzazione dei segnali acquisiti dopo l attivazione dei tre gradienti La sequenza di acquisizione viene ripetuta più volte, ogni volta con una diversa ampiezza del gradiente di fase: vengono acquisiti molti segnali RM K sta per n. d onda = ω/c: i valori lungo gli assi (K X, K Y ) hanno come unità di misura la frequenza (spaziale) SIAMO NEL PIANO DI FOURIER

35 Come riempire il k-spazio Sequenza EPI Y G X G Z G Y Sequenza Spiral I metodi di riempimento dipendono dal disegno della sequenza

36 Dal K-spazio all immagine K-spazio Trasformata di Fourier (IFFT) bidimensionale Spazio reale

37 Immagini 2D Selezione fetta Codifica di Fase Fette 2D y z x Codifica di lettura

38 Immagini 2D multipiano Acquisizione Multi-Planare Tutte le 5 fette sono acquisite durante lo stesso TR Più fette sono acquisite durante un singolo intervallo TR

39 Principi fisici dell'imaging funzionale mediante risonanza magnetica Segnale BOLD e suo legame con l'attività neurale Tecniche di analisi dei dati fmri

40 Esplorazione funzionale in vivo dei correlati neurometabolici dell attività cerebrale mv +50 Riposo Blood Flow 0 Hemoglobin = Hb Oxygen = HbO 2-70 EEG 1 2 MEG 3 msec Attivazion ne H O-PET fmri FDG-PET smri attività neuronale sinaptica attività della pompa Na + /K + richiesta di ATP richiesta di ossigeno e glucosio flusso ematico cerebrale metabolismo ossidativo del glucosio e produzione di ATP

41 fmri - Segnale BOLD BOLD: Blood Oxygenation Level Dependent Segnale BOLD: la sua intensità dipende dal livello di ossigenazione del sangue Negli studi fmri il segnale BOLD viene registrato utilizzando opportune sequenze chiamate EPI (echo planar imaging) che permettono di acquisire immagini funzionali del cervello T2*-pesate L accurata interpretazione del segnale BOLD dipende dalla completa caratterizzazione dell attività neuronale che dà origine alla risposta emodinamica: neurovascular coupling

42 Fisiologia della Correlazione: Attività Neuronale - Flusso Ematico - Metabolismo Cerebrale Nonostante i numerosi sforzi per risolvere il quesito del neurovascular coupling, non è ancora chiaro il meccanismo fisiologico legato al controllo della richiesta, da parte dei neuroni, di un maggiore flusso sanguigno. Sono stati suggeriti differenti modelli di regolazione dinamica cerebrovascolare e le ipotesi più probabili sono: il rilascio, da parte dei neuroni, di vari fattori chimici che agiscono come mediatori di tipo biometabolico come per esempio l ossido nitrico, l adenosina, gli ioni idrogeno o potassio; il rilascio, da parte dei neuroni, di opportuni neurotrasmettitori; una innervazione diretta che parte dai neuroni e raggiunge la muscolatura vascolare

43 fmri - Segnale BOLD fmri: functional Magnetic Resonance Imaging Tecnica che utilizza il segnale BOLD per visualizzare il metabolismo cerebrale mediante MRI Il segnale BOLD permette l individuazione dei cambiamenti locali cerebrali di ossigenazione ematica durante una stimolazione fisiologica Il segnale BOLD si basa sui cambiamenti fisiologici delle proprietà magnetiche del sangue, in particolare dell emoglobina: OSSIEMOGLOBINA DEOSSIEMOGLOBINA DIAMAGNETICA PARAMAGNETICA

44 PROPRIETA MAGNETICHE DEI MATERIALI Se immersi in un campo magnetico B 0 : FERROMAGNETICI: interazione violenta (attrattiva o repulsiva) con B 0 DIAMAGNETICI: interazione debole repulsiva con B 0 PARAMAGNETICI: interazione debole attrattiva con B 0 Il nostro corpo è prevalentemente diamagnetico

45 PROPRIETA MAGNETICHE DEI MATERIALI Se un materiale si trasforma da diamagnetico a paramagnetico (es. ossiemoglobina-deossiemoglobina) si ha una variazione della sua suscettività magnetica: χ (grandezza che misura il grado di magnetizzazione di un materiale immerso in un campo magnetico), cioè si ha una variazione dell interazione del materiale stesso con il campo magnetico statico B 0. In particolare: le sostanze diamagnetiche tendono a ridurre le disomogeneità di B 0, cioè ad aumentarne l uniformità le sostanze paramagnetiche tendono ad aumentare le disomogeneità di B 0, cioè a ridurne l uniformità variazione di suscettività magnetica Variazione del tempo di rilassamento T2* χ T2*

46 PROPRIETA MAGNETICHE DELL EMOGLOBINA Emoglobina: proteina globulare solubile di colore rosso presente nei globuli rossi del sangue, responsabile del trasporto dell'ossigeno molecolare Il gruppo emoglobinico che influenza il rilassamento protonico è il gruppo eme: ospita uno ione ferroso Fe 2+ che è il diretto responsabile delle interazioni paramagnetiche con i protoni acquosi (nonostante si trovi in una tasca idrofobica apolare proteica)

47 ANDAMENTO TEMPORALE DEL SEGNALE BOLD

48 Segnale BOLD e potenziale d azione mv Il segnale BOLD (risposta emodinamica) ha una durata temporale dell ordine dei secondi msec Il potenziale d azione dei singoli neuroni ha una durata temporale dell ordine dei millisecondi

49 Segnale BOLD e potenziale d azione Uguali unità di misura sui due assi delle ascisse (tempi misurati in secondi) Il potenziale d azione dei singoli neuroni è un evento estremamente più rapido (istantaneo) del segnale BOLD (risposta emodinamica)

50 CAUSE di VARIAZIONE del SEGNALE BOLD Variazione, rispetto ai livelli basali, dei parametri metabolici e di risonanza magnetica causati da un aumento dell attivazione corticale in una determinata regione del cervello rispetto alla condizione di riposo: aumento dell attività neuronale sinaptica aumento della richiesta di ossigeno e glucosio aumento del flusso ematico cerebrale aumento della concentrazione di ossiemoglobina aumento dell uniformità del campo magnetico statico B 0 diminuzione della disomogeneità del campo magnetico statico B 0 diminuzione della dispersione di fase degli spin decadimento trasversale più lento della magnetizzazione diminuzione della velocità di decadimento trasversale dovuta alle disomogeneità del campo magnetico statico: 1/T2 disom diminuzione della velocità di decadimento trasversale complessiva: 1/T2* aumento del tempo di rilassamento trasversale complessivo: T2* aumento dell intensità del segnale BOLD (cioè dell intensità delle immagini T2* pesate), ricevuto dalla macchina di RM: M xy (t) = M 0 exp (-t / T2*)

51 CAUSE di VARIAZIONE del SEGNALE BOLD

52 Acquisizione delle immagini funzionali e strutturali del cervello Il segnale BOLD non fornisce una misurazione diretta dell attività neurale perché misura un effetto indiretto (la risposta emodinamica) di tale attività Durante una sessione fmri vengono acquisite immagini funzionali in assenza di stimoli, che serviranno come immagini di controllo (livello basale, di riposo del segnale BOLD) Durante il periodo di acquisizione, vengono presentati degli stimoli che possono essere: sensoriali, task motori o cognitivi Lo stesso task viene ripetuto periodicamente in modo da poter fare una media statistica di tutti i valori delle immagini relativi all attivazione L immagine finale si ottiene facendo una sottrazione mediata tra l immagine acquisita durante la presentazione dello stimolo e l immagine acquisita durante l assenza di stimoli in modo da ottenere un immagine statistica parametrica, che viene poi sovrapposta all immagine anatomica

53 Acquisizione delle immagini funzionali e strutturali del cervello

54 Acquisizione delle immagini funzionali e strutturali del cervello Negli studi fmri le immagini funzionali del cervello (T2*-pesate) vengono acquisite usando sequenze gradient echo, del tipo echo planar (EPI) Ogni TR vengono acquisite tutte le immagini tomografiche 2D (fette) relative ad un intero volume cerebrale: immagini funzionali a bassa risoluzione spaziale Per avere una dettagliata anatomia del cervello: acquisite immagini strutturali ad alta risoluzione spaziale T1-pesate del tipo spoiled gradient recall (SPGR) La struttura dati fondamentale (dataset): insieme di array 3D di valori numerici; ciascun array 3D: un volume cerebrale. Tutti i volumi cerebrali funzionali vengono acquisiti in successione temporale in un intero run di scansione Ogni elemento di un array 3D: un voxel del volume cerebrale, con le sue coordinate di posizione (x,y,z); il suo valore numerico: intensità del segnale BOLD nel voxel corrispondente I valori di uno stesso voxel in tutti i volumi cerebrali costituiscono una serie temporale (time series) I dataset che si riferiscono alle immagini anatomiche di localizzazione sono formati da un unico volume cerebrale