Tecniche di esplorazione funzionale in vivo del cervello

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1 Tecniche di esplorazione funzionale in vivo del cervello Ing. Lorenzo Sani Facoltà di Medicina, Università di Pisa Laboratorio di Biochimica Clinica e Biologia Molecolare Clinica Analisi e Modelli di Segnali Biomedici Materiale didattico: momilab.wordpress.com segreteria@bioclinica.unipi.it

2 Esplorazione funzionale in vivo del cervello I metodi di neuroimaging sviluppati negli ultimi anni 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

5 Principi fisici dell'imaging funzionale mediante risonanza magnetica Segnale BOLD e suo legame con l'attività neurale

6 Atomo di idrogeno 1 H - ELETTRONE PROTONE + NUCLEO

7 Proprietà di una particella subatomica Massa Spin Carica elettrica S N Rapporto giromagnetico 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 secondo 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 w = B o Campo magnetico statico Rapporto giromagnetico

10 Frequenza di precessione Equazione di Larmor: Frequenza di precessione w = B o Campo magnetico statico Rapporto giromagnetico ω = x 1.5 = MHz ω = x 3 = MHz Appartengono alla banda delle radiofrequenze (RF) ω = x 7 = MHz

11 Gli ultrasuoni non sono onde elettromagnetiche λ (m) Spettro elettromagnetico fmri RX TAC PET f (Hz) E(eV) B 0 (ω = 0) { Impulso di eccitazione a radiofrequenza (B 1 ) Radiazioni non ionizzanti Radiazioni ionizzanti

12 Magnetizzazione totale M E la somma vettoriale di tutti gli spin coinvolti nel fenomeno di interesse (contenuti nel volume del campione in esame) z B0 z M µ 3 µ 2 y x µ n µ 1

13 Scomposizione del vettore M Il vettore di magnetizzazione totale: M può essere scomposto, rispetto ai tre assi del sistema cartesiano di riferimento: XYZ, nelle sue due componenti magnetiche: longitudinale M Z lungo l asse Z trasversale M XY nel piano XY B 0 M Z Z M Y M Y M XY M X X

14 Fenomeno della 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

15 Risonanza Magnetica: l impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) Impulso di eccitazione RF M0 B0 B1 α = 90 Antenna (bobina) RF B 1 = campo magnetico aggiuntivo a radiofrequenza α = angolo di flip M

16 Risonanza Magnetica: l impulso di eccitazione a radiofrequenza (RF) Impulso di eccitazione RF B0 B1

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

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

19 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

20 Tempo di rilassamento T2 T2 = costante di tempo del rilassamento trasversale B0 M xy (t) = M xy (0) exp (-t/t2) 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%

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

22 Pseudo rilassamento, tempo T2* La presenza di disomogeneità del campo magnetico statico B 0 all interno del campione causa un ulteriore defasamento relativo dei nuclei tra loro Si definisce un altro tempo di rilassamento: T2*, esprimendo la velocità di decadimento trasversale complessiva: 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 1 T2 * = 1 T2 + T2 1 disom 1 T2 = γδ disom B 0 T2 disom = costante di tempo del rilassamento dovuto alle disomogeneità del campo magnetico statico B 0 ΔB 0 : ampiezza della variazione (disomogeneità) del campo magnetico statico B 0 nella regione considerata M xy (t) = M xy (0) exp (-t / T2 * )

23 Rilassamento T1 T1 = tempo di rilassamento longitudinale, effetto spin-reticolo: 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

24 Tempo di rilassamento T1 T1 = costante di tempo del rilassamento longitudinale B0 M z (t) = M 0 [1 - exp (-t/t1)] 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

25 Densità protonica PD Numero di protoni contenuti nell unità di volume del tessuto in esame (regione 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)

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

27 Parametri di acquisizione: FA TR TE FA Angolo di flip: angolo α tra B 0 e M al termine dell impulso di eccitazione a radiofrequenza Il valore di α è proporzionale all ampiezza (intensità) ed alla durata temporale t del campo magnetico a radiofrequenza B 1 : α = γ B 1 t B 0 B 1 M α

28 Parametri di acquisizione: FA TR TE TR - Tempo di ripetizione: intervallo di tempo che intercorre tra gli istanti di emissione di due successivi impulsi di eccitazione a RF Impulso RF Impulso RF TR t

29 Parametri di acquisizione: FA TR TE TE - Tempo di Eco: intervallo di tempo che intercorre tra l istante di emissione di un impulso di eccitazione a RF e l istante centrale del successivo periodo di ricezione (lettura) del segnale FID Impulso RF t Ricezione del segnale FID TE

30 Parametri di acquisizione: FA TR TE Variando opportunamente i valori dei tre parametri di acquisizione: FA, TR e TE si possono ottenere immagini pesate: T2, T2*, T1 o PD T2W T1W PDW

31 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 A cosa servono? Per selezionare una regione di interesse e codificare la zona sorgente del segnale ricevuto, per identificarla nella successiva fase di ricostruzione dell immagine RM

32 I gradienti di campo magnetico B i = B 0 + i G i B 0 Gradiente = i G i w = B i = x, y, z

33 Gradiente di selezione fetta Gradiente lungo B 0 z (G z : eccitazione selettiva) w = B 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 B 0 1 z < B 0 B z > B 0 z

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

35 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 w, ma rimangono sfasati tra loro La fase delle componenti del segnale ricevuto è funzione della posizione lungo la direzione del gradiente di fase

36 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

37 I tre gradienti Z Y X Y X

38 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

39 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

40 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 = w/c: i valori lungo gli assi (K X, K Y ) hanno come unità di misura la frequenza (spaziale) SIAMO NEL PIANO DI FOURIER

41 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

42 Dal K-spazio all immagine K Y Y K X X K-spazio Trasformata di Fourier (IFFT) bidimensionale Spazio reale

43 Immagini 2D Selezione fetta Codifica di fase Fette 2D y z x Codifica di frequenza

44 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

45 Principi fisici dell'imaging funzionale mediante risonanza magnetica Segnale BOLD e suo legame con l'attività neurale

46 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 Attivazione H 15 2 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

47 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 di come l attività neuronale dà origine alla risposta emodinamica, cioè dipende dal: neurovascular coupling

48 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

49 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

50 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

51 PROPRIETA MAGNETICHE DEI MATERIALI Se un materiale si trasforma da diamagnetico a paramagnetico (es. ossiemoglobina-deossiemoglobina) si ha una variazione della sua suscettività magnetica: (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* T2*

52 ANDAMENTO TEMPORALE DEL SEGNALE BOLD

53 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

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

55 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*)

56 CAUSE di VARIAZIONE del SEGNALE BOLD

57 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 al soggetto degli stimoli che possono essere sensoriali o cognitivi, oppure gli viene chiesto di eseguire determinati task motori Lo stesso task viene ripetuto periodicamente in modo da poter fare una media statistica di tutti i valori delle immagini relativi all attivazione cerebrale 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 verrà poi sovrapposta all immagine anatomica

58 Acquisizione delle immagini funzionali e strutturali del cervello

59 Acquisizione delle immagini funzionali e strutturali del cervello Negli studi fmri le immagini funzionali del cervello (T2*-pesate) vengono acquisite usando opportune sequenze, del tipo echo planar (EPI) Ogni TR vengono acquisite tutte le immagini tomografiche 2D (fette) relative ad un intero volume cerebrale: sono immagini funzionali a bassa risoluzione spaziale Per avere una dettagliata anatomia del cervello, vengono acquisite immagini strutturali ad alta risoluzione spaziale T1-pesate La struttura dati fondamentale (dataset) è costituita da un insieme di array 3D di valori numerici; ciascun array 3D rappresenta un volume cerebrale. Tutti i volumi cerebrali funzionali vengono acquisiti in successione temporale in un intero run di scansione (acquisizione dati) Ogni elemento di un array 3D rappresenta un voxel del volume cerebrale, con le sue coordinate di posizione (x,y,z); il suo valore numerico fornisce l intensità del segnale BOLD nel voxel corrispondente I valori di uno stesso voxel in tutti i successivi 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