Høj opløsning funktionel magnetisk resonans Metoder til human midthjernen

Summary

Denne artikel beskriver teknikker til at udføre høj opløsning funktionel magnetisk resonans billeddannelse med 1,2 mm prøvetagning i human midthjernen og subkortikale strukturer ved hjælp af en 3T skanner. Anvendelse af disse teknikker til løsning topografiske kort i visuel stimulering i den menneskelige øvre colliculus (SC) er givet som et eksempel.

Abstract

Funktionel MRI (fMRI) er et almindeligt anvendt værktøj til ikke-invasiv måling korrelationer for human hjerne aktivitet. Imidlertid har anvendelsen mest været fokuseret på at måle aktiviteten på overfladen af ​​hjernebarken snarere end i subkortikale regioner som midthjernen og hjernestammen. Subkortikale fMRI skal overvinde to udfordringer: rumlig opløsning og fysiologiske støj. Her beskriver vi en optimeret sæt af teknikker udviklet til at udføre høj opløsning fMRI i human SC, en struktur på den dorsale overflade af midterhjernen, de fremgangsmåder kan også anvendes til at afbilde andre hjernestammen og subkortikale strukturer.

Høj opløsning (1,2 mm voxels) fMRI af SC kræver en ikke-konventionel tilgang. Den ønskede rumlige prøvetagning opnås ved hjælp af en multi-shot (interleaved) spiral erhvervelsen ^1. Idet _T2 * SC væv er længere end i cortex, en tilsvarende længere ekkotid (T _E ~ 40 msek) anvendes til at maksisikkerhed med funktionelle kontrast. Til dækning af det fulde omfang af SC, er 8-10 skiver opnås. For hver session en strukturel anatomi med samme skive recept som fMRI opnås også, som anvendes til at justere de funktionelle data til en høj opløsning henvisning volumen.

I en separat session, for hvert emne, som vi skaber en høj opløsning (0,7 mm prøveudtagning) henvisning lydstyrken ved hjælp af en T _1-vægtet sekvens, der giver god væv kontrast. I referencen volumen, er midthjernen region segmenteret ved hjælp af ITK-SNAP program ^2. Denne opdeling anvendes til at skabe en 3D overflade repræsentation af midterhjernen, der er både glat og nøjagtig ^3. Overfladen toppunkter og normaler brugt til at skabe et kort over dybde fra midthjernen overflade i vævet ^4.

Funktionelle data transformeres til koordinatsystemet af det segmenterede henvisning volumen. Dybde sammenslutninger af de voxelsmulighed for gennemsnitsberegning af fMRI tidsseriedata inden for angivne dybde intervaller for at forbedre signalkvaliteten. Data gengives på 3D overflade til visualisering.

I vores laboratorium har vi bruge denne teknik til at måle topografiske kort af visuel stimulation og skjult og åbenlys visuel opmærksomhed inden for SC ^1. Som et eksempel viser vi topografiske repræsentation af polær vinkel visuel stimulering i SC.

Protocol

1. Polar-vinkel Topografi Stimulus og psykofysik

For at opnå en polær-vinkel retinotopisk kort i SC, bruger vi en 90 ° kile af bevægelige prikker som stimulus (excentricitet 2-9 ° synsvinkel, betyder dot-speed 4 ° / sek) (fig. 1). Det er kendt, at aktiviteten i SC er forbedret ved at anvende skjult opmærksomhed ^5, og derfor bruger vi en opmærksomhed opgave i vores paradigme til at øge den disponible signal. På hver 2 s forsøg, er emner, bedt om at skjulte deltage til hele kile og udføre en hastighed diskrimination opgave samtidig med at fiksering. Kilen er opdelt i 2 × 3 virtuelle sektorer med prikker i en af ​​de sektorer, tilfældigt udvalgt på hvert forsøg, flytte langsommere eller hurtigere end alle andre prikker. Efter hvert forsøg, er kilen roteres 30 ° omkring fiksering, således at tilskyndelsen roterer fuldt ud med en 24 sek periode. Hvert forsøg består af 9,5 omdrejninger af stimulus (228 sek), og eksperimentelle sessioner omfatter16-18 kører.

For at opretholde fagets præstationer på denne opgave hele varigheden af ​​hver kørsel, er opgavens vanskelighed justeres ved hjælp af to tilfældigt indskudt to-up-en-ned ad trapper. Efter hver to på hinanden følgende korrekte forsøg hastigheden forskellen er reduceret med 8%, og for hvert forkert forsøg, er forskellen øget med 8%.

Før scanning, alle fag træne den visuelle opgave uden for scanneren, indtil de opnår et stabilt niveau af ydeevne, hvilket kræver 3-4 20 minutters varighed træningssessioner. Typiske diskrimination tærskelværdier er i området fra 1 ° -1,5 ° / sek.

2. Emne Forberedelse

1. Fag hoveder er fastgjort med puder for at minimere hoved bevægelse, før de er anbragt inde i scanneren boring. Ved disse høje rumlige opløsninger, er fMRI særligt følsom over for bevægelsesartefakter, så hovedet stabilisering er kritisk.
2. Individer får en MR-kompatle knap pad i den ene hånd og instrueret om, hvilken knap du skal trykke på for at angive deres domme om dot hastighed.

3. Lokalisere og foreskrive, SC

1. Human SC er en lille, men forskellig struktur, ~ 9 mm i diameter, er placeret på taget af midterhjernen. Når du bruger et lille antal fMRI skiver, er flere Localizer imaging-serien er nødvendige for dens præcise lokalisering. Vi kører disse serier sammen sagittale, aksial, og koronale fly.
2. Vi bruger derefter disse Localizer billeder til præcist ordinere SC med 8-10 sammenhængende skiver, 1,2 mm tyk, field-of-view (FOV), 170 mm i en skrå, kvasi-aksialt plan.
3. Dernæst høj opløsning _T1-vægtede strukturelle billeder opnås ved anvendelse af en tre-dimensional (3D) RF-tilsmudset græs (SPGR) sekvens (15 ° flipvinkel, 1,2 mm voxels) gang forud for indsamling af funktionelle data og en gang efter. Disse billeder er anvendt som reference for at tilpasse de fMRI dataene til en høj opløsning structural henvisning volumen opnået i en separat session, som vi beskriver senere.

4. Funktionelle MRI Parametre

Alle imaging blev udført på en GE Signa HD12 3T MR scanner ved hjælp af GE-medfølgende 8-kanals, hoved spole. Excitation var en 6,4 ms windowed-sinc puls påføres ved hjælp af scanneren kroppen spolen.

For at opnå 1,2 mm prøvetagning i human SC, bruger vi en tre-shot spiral-bane erhvervelse ^6,7. Tre skud er behov for flere grunde. I særdeleshed, enkelt-shot købet for vores scanner og FOV kræver> 77 msek, for lang til at være praktisk. De multiple skud samles efter korrektion ved subtraktion af initiale værdi og lineær tendens fasen. TE er forøget med 2 ms på den første frame til at estimere et felt kort fra de første to tilkøbte bind, og dette kort bruges til lineær korrektion. Rekonstruerede billeder havde en SNR på ~ 20. Temporal magt spektre i SC voxels typiskudviste ringe af strukturen er forbundet med fysiologisk støj anvendelse af en 3-shot erhvervelse havde en stærk filtrering virkning på forholdsvis højfrekvent effekt af hjertets puls og respiration. Andre støj-reduktions-teknikker er problematisk i denne høj-opløsning kontekst. For eksempel er korrektion tilbage metoder såsom RETROICOR ⁶ ikke for multi-shot data og hjerte gating indfører støj og artefakt forbundet med forstyrrelse af T _en ligevægt.

Ekkotid, T _E = 40 msek, er længere end der typisk anvendes i cortex (30 ms), da vi målte tilsvarende længere T ₂ * i SC væv (~ 60 msek) end observeret i kortikal grå substans (~ 45 msek).

Erhvervelse båndbredde er begrænset til 62,5 kHz for at reducere top gradient strøm, der forårsager uønsket opvarmning af vores scanner. Vi vælger TR = 1 sek, så med tre skud et volumen erhverves hver 3sek.

5. Strukturel MR-og 3D-modellering

I et enkelt separat session for hvert emne, opnår vi en høj opløsning (0,7 mm prøveudtagning) henvisning lydstyrken ved hjælp af en T _1-vægtet sekvens, der giver god væv kontrast (3D SPGR, 15 ° flipvinkel, inversion tilberedt med T _I = 450 msek, 2 excitationer, ~ 28 minutters varighed, 0,7 mm voxels).

I denne reference volumen segment vi væv midterhjernen, hjernestammen, og dele af thalamus (fig. 2A) under anvendelse af en kombination af automatisk og manuelt teknikker tilvejebragt af ITK-SNAP ansøgning ^2. Især anvender vi en automatisk segmentering værktøj, i hvilken brugeren frø flere punkter inden for hver hjernestammen, softwaren og derefter automatisk udvider segmentering omkring kimpunkter begrænsede i et område afgrænset af kontrast og lysstyrke kriterier. Dette automatisk segmentering derefter justereed, hvis det er nødvendigt, bruger manual, "maling-lignende" voxel værktøjer.

Cerebrospinalvæsken-vævsgrænseflade af SC interpoleres fra segmentering med isodensity overflade tessellation, og denne første overflade raffineres til at reducere aliasingartifakter (fig. 2, B og D) under anvendelse af en variational deformerbar overflade algoritme ^3. Denne overflade tilvejebringer toppunkter og udad normale vektorer til anvendelse som en reference for de laminare beregninger (beskrevet nedenfor) samt et middel til at visualisere funktionelle data.

6. Image Analysis

For at analysere fMRI data, vi bruger den mrVista softwarepakke (kan downloades på http://white.stanford.edu/mrvista.php) samt værktøjer udviklet på mrVista rammer i vores laboratorium. I de næste par skridt, vi bruger standard mrVista pakkeværktøjer:

1. Initialisérsessionen i mrVista, vælger muligheden for at rumligt normalisere intensiteten af ​​de midlede data til at mindske virkningerne af spole inhomogenitet. Normalisering anvender en homomorf metode, dvs dividere med et lavpasfilter filtreret version af de tidsmæssigt midlede volumen billeddata intensiteter med et additiv robust korrektion for estimeret støj. Den første halvcyklus af billeder (12 sek) kasseres for at undgå forbigående MR ligevægt og hæmodynamiske virkninger.
2. Ret indenfor-kørsel bevægelse. Motion er vurderet ud fra tidsserier af mængder. På grund af den relativt lave signal-til-støjforhold (SNR) af de billeder, vi først udføre en 5-prøve boxcar udglatning af tidsserien. Hver Rumfanget bringes derefter registreret til gennemsnittet af de sidste 5 prøver. Bemærk, at udjævning kun anvendes til at estimere bevægelse, og de faktiske data ikke glattes.
3. Form tidsmæssige gennemsnit af hver run bevægelsesfølsomme-korrigerede billede data, og bruge disse gennemsnit til at korrigere den mellem-run bevægelse USIng det sidste løb som reference.
4. Udfør en skive-timing korrektion. Vi bruger sekventiel skive erhvervelse, så fejl på grund af at udføre tidstagerkorrektion efter forslagets korrektion vil være lille (~ 125 ms).
5. Gennemsnit flere kørsler registreret inden for hver session for at forbedre SNR.
6. Juster de strukturelle data fra fMRI session til henvisningen strukturelle lydstyrken ved hjælp af en robust intensitet-baseret registrering algoritme ^8. Læg justering og opdeling i mrVista.
7. Omdan de funktionelle tidsseriedata til segmenterede henvisningen volumen. I de følgende skridt, vi bruger værktøjer, som udvikles i vores laboratorium til at udføre yderligere analyse.
8. Beregne en afstand kort ved at beregne afstanden mellem hver SC væv voxels og dens nærmeste vertex på SC overfladen. Disse afstande er anvendt til at måle laminar position inden for referenceområdet volumen.
9. Udfør en laminar segmentering proces for at aktivere dybde midling af tidsseriedata for at forbedre the SNR. Små (1,6 mm diameter) skiver af væv i forbindelse med hvert hjørne af overfladen model langs hele overfladiske SC overflade, og hver skive er derefter udvidet både indad og udad fra SC væv under anvendelse af de lokale overflade normalerne til dannelse af en enkelt laminar område ^4.
10. For hvert punkt på SC overfladen, bruger vi disse laminar associationer til gennemsnittet af tidsserier over en bestemt dybde. Idet visuelt responsive neuroner primært til stede i de overfladiske lag af SC for visuel stimulering eksperimentet anvendte vi en dybde på 0-1,8 mm.

7. Topografisk kortlægning Analyse

Til analyse af topografiske repræsentation af data, der sammenhæng analyse udført på dybde gennemsnitlige tidsserie ved montering af en sinuskurve på stimulus repetitionsfrekvens (dvs. 1/24 Hz til 24 sekunder stimulus er beskrevet ovenfor) for hver voxel. Fra denne pasform, afledt vi overflade kort over ansvarSE amplitude, sammenhæng, og fase. Denne analyse udføres i frekvensdomænet, og er en almindelig teknik til kvantificering retinotopisk kort i visuelle cortex ^9,10.

Fasen af ​​den sinusformede pasform måler positionen af ​​stimulus. Nul-fase svarer til den øvre lodrette meridian (fig. 3). Stimulus derefter roterer med uret, så en π / 2 fase svarer til, når stimulus er drejet til den horisontale meridian i den højre synsfelt. Efter n-radianer af fase, krydser stimulus ind i den venstre synsfelt, og så videre.

Vi har også fået grænser af hele overfladiske omfanget af SC ved manuel inspektion af høj opløsning T1-vægtet volumen anatomi. Disse grænser er markeret i fig. 3 med røde punkterede linier.

fMRI ikke direkte måler neural aktivitet, men snarere en blod-flow-responsen, som er tæt, men trægt koblettil neural aktivitet. Dette tilføjer en hæmodynamisk forsinkelse af fase respons. Forsinkelsen er anslået ved at tage alle voxels over vores sammenhæng tærsklen fra hver SC region af interesse, og centrering deres midler rundt π i den komplekse plan. I vores SC data, er disse forsinkelser ganske lille, i størrelsesordenen af ​​2-4 sek. Vi fjerne denne forsinkelse ved at dreje colormap mod uret ved 45 grader (svarende til 3 sekunder) (fig. 3).

8. Repræsentative resultater

Fase data ligger oven på en 3D overflade af SC (fig. 3) viser, at respons på visuel stimulering er repræsenteret contralaterally i SC, dvs venstre synsfelt er repræsenteret på højre SC og vice-a-versa.

Der er også en retinotopisk organisering af aktiviteten. Højre øvre synsfelt er repræsenteret medialt til venstre colliculus (blå-magenta), og det nederste felt er repræsenteret lateralt (rød-gul). SimilArly, er den øverste venstre synsfeltet repræsenteret medialt til højre colliculus (blå-cyan) og lavere er repræsenteret lateralt (grøn-gule).

Denne topografi er konsistent med resultaterne af ikke-humane primat undersøgelser af SC reaktioner: 1) til visuel stimulering ved hjælp af en enkelt enhed elektrofysiologi og 2) konvertering af microstimulation inducerede saccadic øjenbevægelser ^11,12.

Figur 1. A) Slice recept ses på midten sagittal billede. B) Temporal middelværdi (fra 1-løb) af funktionelle billeder fra det centrale skive markeret med rødt i A).

Figur 2. Polar-vinkel topografi stimulus. En 90 ° kile af at flytte sort-hvide prikker på en grå baggrund drejes langsomt rundt fiksering. Kilen blev opdelt i en række 6 praktisk taltal sektorer (grå linier tilføjet for at understrege sektorer) for at tillade emnet at udføre en hastighed diskriminering opgave i et tilfældigt valgt område.

Figur 3. Segmentering og overflade modellering. A) midterhjernen, hjernestamme, og dele af thalamus blev opdelt i høj opløsning MRI anatomi mængder. B) En overflade blev skabt på kanten af ​​segmenterede område. C) Sinusformet-fit fase data vises på en inplane slice (sammenhæng> 0,25). D) en roteret og forstørret afbildning af hjernestammen overfladen model blev anvendt til at visualisere fase data på SC.

Figur 4. Polar-vinkel kort. fMRI fase kort i to fag, der koder for visuelle polære vinkel. Sammenhæng tærskler for hvert kort findes nederst til højre. Den farvehjul vedrører de overlejrede faser af stimulus i polar vinkel synsfeltet positioner.

Discussion

Købet og data-analyse teknikker muliggøre måling af neurale aktivitet i subkortikale menneskelige hjerne strukturer i høj opløsning (1,2 mm voxels). Det 3-shot spiral købet reducerer fysiologiske støj, der er særligt skadelig for fMRI målinger rundt om i midthjernen. Desuden giver vores laminar segmentering af vævet os at udføre dybde midling af de data, som hjælper med at forbedre SNR. Vi har brugt disse metoder til at vise præcise polar-vinkel topografiske kort over visuel stimulation og skjult visuel opmærksomhed i den menneskelige SC ^1. Den laminare segmentering også muliggør analyse af dybdeprofiler for funktionel aktivitet, der varierer under eksperimentel kontrol ^1.

Vores billeddiagnostiske metoder åbner nye muligheder for neurovidenskab forsøg i humane subkortikale strukturer. Disse metoder kan muliggøre oversættelse af fin-skala udført forskning på dyr i subkortikale områder til mennesker, f.eks undersøgelsengating organiseringen af auditive reaktioner i strukturer, såsom ringere colliculus og cochlear kerne ^13-15, eller visuelle og multisensoriske reaktioner i thalamus kerner såsom pulvinar ^16,17. Endelig kan disse teknikker giver funktionel lokalisering af små strukturer såsom nucleus subthalamicus og globus pallidus, som ofte mål for dyb brain stimulation hos patienter med Parkinsons sygdom, dystoni eller kronisk smerte ^18-21.