11-04 Imagen funcional

Imagen funcional es un término engañoso, puesto que se utiliza principalmente para la representación de los cambios en el aporte sanguíneo local cerebral, activados por estímulos específicos. Generalmente, las imágenes dinámicas o de cine de otros órganos o, por ejemplo, de las articulaciones; no son descritas como imágenes por IRM funcional (IRMf). Sin embargo, el término no está claramente definido y, a veces; la difusión, la perfusión, así como los estudios de activación cerebral son catalogados como IRMf. La imagen por RM funcional cerebral, en contraste con el EEG y la MEG, no proporciona una medida directa de la actividad neuronal.

En 1990, Belliveau y colaboradores publicaron la primera observación de la estimulación del córtex visual humano mediante resonancia magnética [⇒ Belliveau]. Observaron el efecto de primer paso tras la inyección de un bolo de agente de contraste para demostrar los cambios en la perfusión cortical tras la activación con un estímulo fótico. El empleo del bolus tracking (rastreo del bolo) para estudiar los cambios en la perfusión fue un equivalente exacto a los experimentos previos que observaban los trazadores radiactivos con PET o SPECT. Se requiere la inyección de contraste en dos exploraciones consecutivas, una con y otra sin estímulo.

La realización de un experimento de este tipo con RM, en lugar de las técnicas de medicina nuclear, ofrece la ventaja inmediata de una resolución espacial y temporal muy superiores, así como la ausencia de trazadores radiactivos (véanse los estudios del volumen sanguíneo cerebral y del volumen sanguíneo cerebral regional descritos en el Chapter 16). La necesidad de inyección de contraste en dos tiempos sin embargo, plantea un problema, especialmente en los estudios de activación cerebral en individuos normales.

Esta desventaja se resolvió mediante la demostración de la activación cerebral utilizando el mecanismo de contraste BOLD descrito por primera vez por Ogawa [⇒ Ogawa]. Esta técnica tan sofisticada ha llevado a una rápida proliferación de la IRMf en varios centros durante los últimos años.

11-04-01 Contraste BOLD

El contraste BOLD se basa en el hecho de que la desoxihemoglobina paramagnética – en comparación con la oxihemoglobina diamagnética – posee un momento magnético fuerte. Al interactuar la carga de magnetización de la sangre desoxigenada con el campo externo, se crean variaciones locales en el campo y alrededor de los vasos sanguíneos. Estos efectos de susceptibilidad pueden medirse empleando las secuencias apropiadas de IRM.

La única fuente de energía de las células cerebrales normales es la oxidación de la glucosa. Dado que la capacidad de almacenamiento de glucosa en estas células es insignificante, el cerebro depende en gran medida de un aporte constante de glucosa y de oxígeno a través del lecho capilar. Este aumento de la demanda lleva a un aumento de la cantidad de sangre que fluye a la zona activada. Esto a su vez disminuye el efecto local en la susceptibilidad, lo cual puede visualizarse utilizando técnicas apropiades de imagen por susceptibilidad (Figura 11-13).

Figura 11-13: Contraste BOLD. La presencia de desoxihemoglobina en un capilar provoca una diferencia de susceptibilidad entre el vaso y el tejido adyacente. Induce un desfase en los spins, y por lo tanto disminución de T2* y pérdida de señal en imágenes potenciadas en T2-/T2*.

Las diferencias en la susceptibilidad son mayores cuanto más altos son los campos, y por lo tanto se recomiendan altos campos para este tipo de estudios.

Los primeros estudios de activación cerebral de Kwong emplearon imágenes por eco de gradiente planar (GRE-EPI) [⇒ Kwong]. La secuencia EPI utiliza la reorientación múltiple del gradiente para adquirir todos los datos necesarios para la reconstrucción de la imagen tras un único pulso de excitación. A pesar del comportamiento no muy bien definido de la señal, la EPI ha resultado ser una técnica muy eficaz en los estudios de activación cerebral debido a su corto tiempo de adquisición.

La imagen por eco de gradiente convencional con tiempos de eco largos (40-60 ms, dependiendo de la intensidad del campo), también ha resultado ser una técnica útil en la IRMf [⇒ Frahm]. Su ventaja sobre la EPI reside en el hecho de que permite la adquisición de imágenes de alta resolución, mientras que la resolución en la EPI se determina aproximadamente por el número de ecos que pueden ser adquiridos en el T2 del parénquima cerebral.

La imagen por eco de gradiente convencional, sin embargo, padece de una serie de graves inconvenientes. El largo tiempo de adquisición por cada imagen limita la aplicación a un único corte y por lo tanto requiere del conocimiento previo de la zona de activación. Los efectos de volumen parcial pueden dar lugar a dificultades en la interpretación de los datos.

Las técnicas eco de gradiente son también muy sensibles al flujo. Dado que el flujo vascular -especialmente en las venas grandes- también cambia tras la estimulación, esto puede llevar a medir los efectos de activación a varios centímetros de la zona de activación [⇒ Segebarth]. Estos cambios en la señal vascular pueden ser mucho mayores que los efectos reales en el parénquima, que rara vez exceden del 2-3%.

La calidad de imagen en todas las técnicas de susceptibilidad depende en gran medida de los problemas de susceptibilidad macroscópica que se producen sobretodo en las interfases partes blandes/hueso/aire, lo que lleva a inhomogeneidades del campo magnético a lo largo de varios centímetros. Estos efectos de largo alcance provocarán distorsiones en la imagen cuando ocurren en la dirección del gradiente de lectura, lo cual normalmente no tiene ninguna consecuencia práctica.

Las inhomogeneidades del campo en el corte seleccionado, sin embargo, llevarán a la atenuación de la señal y por lo tanto a la afectación severa de la calidad de la imagen. Así, se prefiere el uso de cortes finos(o adquisición en 3D) para la IRMf. Desde luego, la fuerza del efecto de estimulación no será dependiente del grosor de corte debido al pequeño alcance del efecto BOLD (Tabla 11-02).

Tabla 11-02: Contraste BOLD. Limitaciones de la monitorización de la actividad cerebral con imágenes BOLD.

Aplicaciones. Los primeros experimentos realizados con IRMf utilizaron el paradigma bien conocido de la estimulación fótica mediante una pantalla que parpadea o un patrón alternante en tablero de ajedrez. Se sabe que esto da lugar a cambios significativos en la perfusión, sirviendo de este modo como herramienta de prueba para el desarrollo de la secuencia.

Mientras tanto, se han realizado un gran número de experimentos, lo que ha llevado a nuevas perspectivas en la investigación neurocognitiva. Además de la activación en el córtex visual primario, se demostró la activación de áreas asociadas utilizando una serie de paradigmas que testan el procesamiento cognitivo del movimiento, la textura, el color, el reconocimiento de objetos, el sonido, la memoria, y otros (Figura 11-10). Se han examinado con éxito diversos paradigmas que utilizan la activación motora. Numerosos grupos han investigado el procesamiento del lenguaje empleando una serie de paradigmas bien establecidos. Además de la activación del córtex cerebral, ha sido demostrada la participación del cerebelo en tareas de aprendizaje. La activación subcortical ha sido hallada, por ejemplo, en el núcleo geniculado (tras estimulación visual).

Figura 11-14: Test de procesamiento de memoria: patrón de activación típico en el córtex parietal; procesamiento cognitivo/del habla localizado dorsolateralmente.

Comentarios críticos.Desafortunadamente, las imágenes BOLD que se producen en los campos de fuerzas habituales (altos) en exploraciones de IRMf de investigación, como los de 1.5 o 3.0 T, presentan una sensibilidad y una relación señal-ruido muy bajos. Los cambios de señal relacionados con la activación cerebral se encuentran próximos al nivel de ruido y por lo tanto se utilizan numerosas técnicas de procesamiento de señal para superar este problema. Aún más, el T2* para estimar la saturación de oxígeno en la sangre es sólo un factor de salida; el aporte de oxígeno y la saturación dependen de varios parámetros adicionales e independientes, entre ellos la función cardiopulmonar, el tamaño del vaso, y el hematocrito. En la actualidad esto significa que algunos grupos vuelven a investigar – después de la primera descripción en 1990 por Belliveau et coll. [⇒ Belliveau] – algunos agentes exógenos, como por ejemplo el manganeso, para resaltar los cambios hemodinámicos en el cerebro [⇒ Chen, ⇒ Christen, ⇒ Kim and Ogawa, ⇒ Leite].

fMRI tickles the imagination of researchers, as well as the laity of all medical and paramedical disciplines including neuroeconomics and neuromarketing, and the population at large because it shows the brain at work and reacting to the en­vi­ron­ment in beautiful color images.

In a very catching paper, Bennett and collaborators show that it is pivotal in fMRI to apply statistics properly and scrupulously because random noise in the EPI time series may yield spurious results if multiple testing is not controlled for [⇒ Bennett]. To date, the results presented in thirty percent of all fMRI papers, most likely even far more, are wrong.

Pitfalls and snags of the technique and of the interpretation of the outcome are copious. The article by Haller and Bartsch might be worthwhile reading [⇒ Haller] – and the comment mentioned below.

Some BOLD or, perhaps, bold comments
about functional imaging and applications of fMRI.

BOLD, bolder, the boldest ...
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