Funkční magnetická rezonance a evokované potenciály – základní principy a aplikace Functional Magnetic Resonance Imaging and Evoked Potentials - Basic Principles and Applications Robert Jech1, Evžen Růžička1, Antonín Nebuželský1, Jan Krásenský2, Jiří Obenberger1,2, Zdeněk Seidl1,2 1Neurologická klinika 1. LF UK a VFN, Praha 2Radiologická klinika 1. LF UK a VFN, Praha Souhrn Funkční magnetická rezonance (fMR) a evokované potenciály (EP) jsou účinnými metodami funkční neuroanatomie a neurofyziologie. fMR vypovídá především o topografických, EP o časových aspektech procesu zpracování informace. FMR se od standardní magnetické rezonance (MR) liší schopností detekovat dynamické změny signálu způsobené lokálním kolísáním poměru oxy- a deoxyhemoglobinu v závislosti na neuronální aktivitě. Deoxyhemoglobin má tzv. paramagnetické vlastnosti, což vede v místech s jeho vyšší koncentrací k rychlejšímu úbytku MR signálu. Statistickým srovnáním dat získaných za klidového stavu a za stavu stimulace lze zobrazit všechny oblasti mozkové kůry, které jsou během stimulace aktivovány. Metoda EP je založena na registraci výkyvů elektrického pole mozku vázaných na určitou událost, např. na počátek opakované prezentace externího stimulu. Výsledná křivka EP je následně získána zprůměrněním definovaných úseků nativního EEG, které po každém podnětu bezprostředně následovaly. Díky vzájemné komplementaritě metod fMR a EP a použití obdobných stimulačních úloh lze obě techniky s výhodou kombinovat a přispět tak k jejich vzájemnému zpřesnění. fMR a EP stírají rozdíly mezi zobrazovacími a neurofyziologickými technikami a stávají se významnými neinvazivními nástroji nejen pro ověření klasických neuroanatomických schémat, ale i ke zpřesnění diagnostiky některých neurologických a psychiatrických onemocnění. Klíčová slova: funkční magnetická rezonance, evokované potenciály Summary Functional magnetic resonance imaging (fMR) and evoked potentials (EP) are effective methods of functional neuroanatomy and neurophysiology. fMR describes mainly topographical and EP chronological aspects of the brain processing. In addition to the common magnetic resonance imaging (MRI), the fMR can detect dynamic changes of MR signal caused by local fluctuations of the oxy- and deoxyhemoglobin ratio related to increased neuronal activity. Due to paramagnetic properties of deoxyhemoglobin, more rapid decrease of MR signal in locations with its higher concentration may be observed. Using statistical comparison of both volumes of fMR data obtained with and without stimulation, all activated brain regions can be visualized. The EPs are based on recordings of brain electrical fluctuations related to certain event, e.g. to the onset of repetitive presentation of an external stimulus. The final EP waveform is then obtained by averaging all defined epochs of the raw EEG, which immediately followed each external stimulus. The accuracy of the fMR and EP can be improved by combining both methods, because both the fMR and EP are cross-complementary and both may use similar stimulation tasks. fMR and EP are breaking down the differences between classical neuroimaging and neurophysiological methods and become
important non-invasive tools, which may confirm classical neuroanatomical schemes and improve diagnostics in neurology and psychiatry. Key words: functional magnetic resonance imaging, evoked potentials Úvod Neurovědní obory zaznamenaly v posledním desetiletí významný pokrok v poznání struktury, normální a patologické funkce nervové soustavy. Tento pokrok je podmíněn novými diagnostickými postupy, rozvojem výpočetní techniky s možnostmi rychlého zpracování a přenosu obrovských množství dat i stále rostoucím zájmem odborníků. Mezi metody schopné registrovat funkční aspekty činnosti mozku patří nejen tradiční nástroje klinické neurofyziologie, jako jsou elektroencefalografie (EEG), evokované potenciály (EP) nebo magnetoencefalografie (MEG), ale také relativně nové, neustále se rozvíjející morfologické metody – pozitronová emisní tomografie (PET) a funkční magnetická rezonance (fMR). Zatímco elektrofyziologický přístup přináší přesné informace o časování mechanizmů spojených s genezí a šířením vzruchu, morfologické metody dokáží zapojené oblasti mozkové kůry přesně lokalizovat. Elektrofyziologické metody mají však lokalizační schopnosti velmi omezené, metody morfologické naopak nedokáží dostatečně popsat časové vztahy. Jejich vzájemná kombinace přináší kvalitativně novou informaci, přičemž neurofyziologický přístup dává odpověď na otázku „kdy“ a morfologický „kde“ k vlastní aktivaci v mozku dochází. Podmínkou vzájemné srovnatelnosti obou metod je použití shodných stimulačních úloh. Vzhledem k finančně omezené dostupnosti PET je to právě fMR, která stále častěji nachází uplatnění ve funkčních studiích, protože ji lze provozovat na většině běžných 1,5 T klinických přístrojích. fMR má oproti PET i další výhody: nepoužívá ionizující záření, její aplikace tak není omezena počtem opakovaných vyšetření nebo jejím využitím u dětských subjektů. Má navíc i vyšší prostorové rozlišení, které se pohybuje kolem 1 mm3. Evokované potenciály jsou rovněž běžnou metodou, která se používá k testování integrity zrakové, sluchové, somatosenzorické a motorické dráhy i pro studium procesů mentálního zpracování informace za použití jednoduchých kognitivních úloh. Mapování magnetických polí pomocí MEG popisuje časové vztahy obdobně přesně jako EP, jejich lokalizační schopnost je však významně vyšší. Bohužel, přístroje MEG a PET jsou pro nás hůře dostupné, kombinace technik fMR a EP jsou proto přístupným a relativně dobrým kompromisem. Principy funkční magnetické rezonance fMR byla představena v roce 1991, kdy Belliveau a kol. pro znázornění činnosti zrakové kůry za stimulace záblesky použili intravenózní kontrastní látku (Belliveau et al., 1991). Během vizuální stimulace došlo k nárůstu regionálního průtoku, zvýšení regionálního krevního objemu a tím i k lokálnímu zvýšení obsahu kontrastní látky právě v těch oblastech okcipitálních laloků, kde došlo k neuronální aktivaci. Zatímco s dalším rozvojem metodiky již není nutné intravenózní kontrastní látku podávat, vizuální podnět zůstal nejčastějším způsobem stimulace. Omezením zrakové stimulace je však relativně úzký prostor kolem pacienta ležícího v přístroji MR. Pacient má před očima sklopené zrcadlo, aby mohl sledovat matnici umístěnou u svých nohou kolmo vůči podélné ose lůžka. Zpětnou projekcí se na matnici promítá datovým (LCD) projektorem vlastní zrakový podnět. Datový projektor je spojen s počítačem, který podněty generuje a zároveň zajišťuje jejich synchronizaci s registrací fMR. Nelze použít běžný monitor či RGB projektor, neboť ty používají magnetoelektrické vychylování paprsku a silné magnetické pole MR přístroje by způsobilo závažnou deformaci promítaného obrazu. V klasickém vyšetřovacím schématu se periodicky střídají dva stavy: fáze stimulace s fází klidovou. Standardním vizuálním podnětem je např. černobílý revertující pruhový nebo šachovnicový podnět, při kterém se bílé plochy stimulačního obrazce rytmicky zaměňují za černé a naopak (viz obr. 1). Po jeho několikasekundové prezentaci následuje stejně dlouho trvající období bez stimulace, při kterém je promítán pouze černý obraz. Pacient buď sleduje stimulaci pasivně, nebo za podmínek rozličných kognitivních úloh aktivně provádí požadované mentální operace.
Obrázek 1: Srovnání výsledků fMR a zrakových EP u zdravého 24letého muže za stimulace černobílým šachovnicovým podnětem v rozsahu levého hemipole, celého pole a pravého hemipole (prostorová frekvence 0,56 Hz, reverzační frekvence 0,5 Hz). Zrakové evokované potenciály (VEP) s vynesením potenciálové mapy v okamžiku vyvrcholení nejkonstantnější pozitivní výchylky VEP, tzv. vlny P100. fMR – byla vyšetřena protokolem BOLD s použitím multi-slice/multi-shot echo planar imaging. Na pozadí standardního T1 váženého zobrazení mozku jsou v barevné škále vyneseny korelační koeficienty ve voxelech, jejichž intenzita signifikantně korelovala průběhem stimulačního protokolu (P < 0,001). V závislosti na rozsahu perimetru vizuální stimulace se aktivuje protilehlá strana primární a sekundární zrakové kůry, což odpovídá i distribuci vlny P100 VEP.
Ani současná metodika fMR neumožňuje zobrazit neuronální aktivitu přímo, ale pouze nepřímo prostřednictvím lokálních změn oxygenace a regionálního krevního průtoku, tzv. metodou BOLD (Blood Oxygenation Level Dependent) (Yang et al., 1998; Le Bihan et al., 1995). Její princip je založen na rozdílných magnetických vlastnostech hemoglobinu. Zatímco oxyhemoglobin má tzv. diamagnetické vlastnosti, které intenzitu okolního magnetického pole neovlivňují, deoxyhemoglobin má vlastnosti paramagnetické, podobně jako diagnostické magnetické kontrastní látky (Ogawa et al., 1993). Důsledkem jejich přítomnosti je vznik lokálních nehomogenit magnetického pole. V místech, kde se deoxyhemoglobin nachází, se tak pole stává silnější než v jeho okolí. Vlastním principem detekce MR signálu je registrace radiofrekvenčního signálu vodních protonů excitovaných iniciálním radiofrekvenčním pulzem. Za podmínek ideálního homogenního magnetického pole všechny excitované protony rezonují se stejnou fází a vydávají signál do té doby, než dojde k jejich postupné fázové desynchronizaci, označované jako transverzální relaxace (T2). Jsou-li ve hře lokální nehomogenity magnetického pole, dojde v jejich místech k výrazné interferenci s rezonujícími vodními protony. Ty začnou ztrácet fázovou synchronii s okolními excitovanými protony výrazně rychleji, takže se v těchto místech bude MR signál rychleji vytrácet. Míru transverzální relaxace s přihlédnutím právě k lokálním nehomogenitám magnetického pole určuje tzv. parametr T2*. Stačí pak zjistit, došlo-li během vizuální stimulace k lokální změně MR signálu, způsobené lokálním zvýšením nehomogenit magnetického pole v důsledku změny lokální koncentrace deoxyhemoglobinu (DeYoe et al., 1994). Logicky, při zvýšené neuronální aktivitě by se v daném místě šedé hmoty měla zvýšit lokální koncentrace deoxyhemoglobinu a tím snížit lokální intenzita MR signálu. To je však pozorováno výjimečně, bezprostředně po zahájení stimulace v místech kapilárních partií venul, a to výhradně při vyšetření v silném 3-4 T magnetickém poli (Menon et al., 1995). Za podmínek standardního 1,5 T přístroje dochází k jevu zcela opačnému, v místech neuronální aktivity dochází
k lokálnímu zvýšení MR signálu (Santosh et al., 1995). Lokálně se sice zvýší utilizace kyslíku za současné vyšší produkce deoxyhemoglobinu, ale zároveň dojde k výraznému zvýšení regionálního krevního průtoku a objemu, čímž se zvýší i lokální vymývání deoxyhemoglobinu. Vzhledem k tomu, že regionální krevní průtok a objem stoupne daleko více než lokální produkce deoxyhemoglobinu, jeho lokální koncentrace ve venulách ve skutečnosti poklesne. Tím se paradoxně zvýší lokální obsah oxyhemoglobinu i jeho podíl vůči deoxyhemoglobinu. Výsledkem je snížení výskytu lokálních nehomogenit a zvýšení intenzity MR signálu (DeYoe et al., 1994). Zvýšení intenzity signálu v místě neuronální aktivace se pohybuje v rozmezí 1-3 %, přestože lokální zvýšení krevního průtoku a objemu se pohybuje mezi 10-30 %. Vyšší odstup signálu od šumu lze získat jen na 3-4 T přístrojích, kde lze vyvolat 10% i vyšší změnu MR signálu (Ogawa et al., 1992). Není však doposud přesně známo, jakým mechanizmem k lokální vazodilataci během zvýšené neuronální činnosti dochází. Hemodynamické zpoždění 1-2 s mezi okamžikem stimulace a počátkem lokální vazodilatace je také do jisté míry limitujícím faktorem maximálního časového rozlišení fMR (viz obr. 2) (Kwong, 1997). K registraci fMR se nejčastěji používá metodiky Echo Planar Imaging (EPI), která na rozdíl od protokolů používaných při běžném morfologickém MR vyšetření umožní dekódovat signál z celého řezu již po jediném excitačním radiofrekvenčním pulzu (single-shot EPI). Výhodou EPI je její rychlost, protože celý objem mozku může být registrován během krátkého intervalu, např. během 3 s (14 řezů 6 mm silných; při rozlišení 128x128 se provede 1 řez za 214 ms). Z jediného echa, tzn. signálu, který vznikne v důsledku excitace jedním radiofrekvenčním pulzem, lze získat prostorovou informaci tím, že po dobu registrace echa se současně aplikuje rychlé proměnné magnetické pole gradientními cívkami (gradient-echo EPI) nebo tzv. refokusační pulzy cívkou radiofrekvenční (spin-echo EPI). Tím se echo rozčlení na konečný počet vzorků, z nichž každý v sobě nese fázově kódovanou informaci o signálu z každého místa daného řezu. Vyšší odstup signálu od šumu a rozšíření vyšetřovaného objemu mozku lze získat metodou multi-shot/multi-slice EPI, kdy je použito více excitačních pulzů a při které se signál dekóduje z několika řezů (Thulborn et al., 1997; Menon et al., 1997; Le Bihan et al 1995a; Duyn et al., 1994). Vzhledem k tomu, že očekávaná změna intenzity MR signálu je nízká a objeví se až se zpožděním, není výhodné zobrazení výsledku fMR na základě jednoduché subtrakce dvou objemů MR dat, pořízených za stavu bez a za stimulace. V rámci jednoho vyšetření je nutné postupně (např. každé 3 s) nasnímat až několik desítek takových (tzv. dynamických) objemů MR dat, během kterého se (např. každých 20 s) prostřídá hned několik period vizuální stimulace a bez stimulace. Vyšetření fMR tak trvá až několik minut. Za tuto dobu se nasnímá deseti až stonásobně více dat než během standardního vyšetření MR. Hlava pacienta musí být při vlastní registraci v naprostém klidu, v opačném případě mohou pohybové artefakty výsledek fMR značně zkreslit, protože každý voxel (nejmenší objem obrazové informace) nebude obsahovat v čase identický objem mozku. Pacient proto musí ležet na vyšetřovacím lůžku maximálně pohodlně. K upevnění hlavy je používáno různých způsobů: od pevné fixace ve vakuovém polštáři, tvořící rigidní odlitek kolem hlavy pacienta, po dentální fixaci s pevným nákusem, až po relativně pružnou fixaci suchými zipy. Ta je používána stále častěji, protože nepůsobí takový stres, od pacienta však předpokládá vyšší míru spolupráce. U déle trvajících funkčních studiích se nezřídka používá premedikace běžnými analgetiky. O tom, zda během vyšetření došlo ke vzniku hrubých pohybových artefaktů se lze přesvědčit vizuálně - rychlou projekcí filmové smyčky, tvořené postupnou prezentací všech dynamických obrazů daného řezu v časové posloupnosti. Nové počítačové postupy umožňují navíc dodatečně pohybové artefakty matematicky odstranit kompenzačním otočením celého dynamického objemu tak, aby jeho orientace odpovídala postavení hlavy pacienta na počátku vyšetření (Lee et al., 1998).
Obrázek 2: Dynamická fluktuace BOLD signálu fMR v aktivované oblasti primární a sekundární zrakové kůry za vizuální stimulace černobílým šachovnicovým podnětem. Zobrazena je průměrná křivka náhodně vybraných 13 aktivovaných voxelů. Během úlohy, která trvala 3 min, se 5x vystřídala fáze stimulace s obdobím bez stimulace. Po změně fáze stimulace je vždy patrný několikasekundový pokles/nárůst signálu způsobený hemodynamickým zpožděním perfúze. fMR se potýká s různými zdroji rušení. Vedle pohybových artefaktů z volního či mimovolního pohybu hlavy, mohou kvalitu fMR obrazu výrazně ovlivnit artefakty vznikající v souvislosti s arteriální pulzací nebo dýchacími pohyby (Bandettini et al., 1994). Tyto artefakty naštěstí nejsou frekvenčně vázané na časový průběh stimulační úlohy a jsou v důsledku přiměřeně velkého počtu a délky jednotlivých fází stimulace dostatečně potlačeny. Problémem zůstávají periodické změny MR signálu v přívodných a zejména odvodných cévách většího kalibru, které drénují krev z aktivovaných oblastí šedé hmoty a jejichž signál je signálu aktivované šedé hmoty velmi podobný. Mozek v místech se zvýšenou neuronální aktivitou v důsledku vyšší perfúze navíc rytmicky zvětšuje svůj objem s následným vznikem artefaktů podél okrajů s liquorovým kompartmentem. Dalším zdrojem rušení jsou náhodné periodické fluktuace MR signálu, vznikající v prostoru mimo hlavu subjektu, nebo artefakty z mechanického pohybu očních bulbů (Chen, 1997). Nejjednodušším způsobem pro supresi většiny zmíněných artefaktů je omezit selektivní zobrazení pouze na takové statisticky signifikantní oblasti, ve kterých se dynamická fluktuace MR signálu pohybuje v rozmezí 1-3 % (Chen et al., 1998). Většina artefaktů, zejména cévních, vykazuje právě 10% a vyšší fluktuaci (Kim et al., 1994). Pro vizualizaci výsledku fMR se používá řady parametrických i neparametrických testů (Bandettini et al., 1993). Mezi ty nejjednodušší patří metoda analýzy rozptylu (ANOVA) nebo párový T-test. Dynamické objemy se roztřídí do dvou kategorií, podle toho, zda byly pořízeny za klidového stavu nebo během stimulace. Metoda korelační analýzy je založena na porovnávání dynamického průběhu MR signálu v daném voxelu s dynamickým průběhem úlohy, s vhodnou matematickou funkcí (např. sinusoida), nebo se zprůměrněným MR signálem několika voxelů, o kterých je již dopředu známo, že se během úlohy aktivují. Příslušnou statistickou metodou se přitom testuje každý voxel celého MR objemu dat, včetně voxelů, které mozkovou tkáň neobsahují, tzn. i voxelů, které se nacházejí mimo vlastní prostor mozku a hlavy pacienta. Výsledkem je takový počet T hodnot, F hodnot nebo korelačních koeficientů (r), který odpovídá celkovému počtu voxelů v daném dynamickém objemu MR dat (např. v matrici 128x128x14 je to 229 376 hodnot). Pro výsledné zobrazení jsou použity voxely pouze s těmi T, F nebo r koeficienty, jejichž hodnota přesahuje příslušnou kritickou mez. Tyto voxely jsou převedeny do barevné škály a zobrazeny na pozadí běžného morfologického T1 váženého zobrazení mozku (viz obr. 1). Typem barevné škály je možné současně odlišit oblasti, které se během úlohy aktivují nebo inhibují (viz obr. 4). Jinou sofistikovanou statistickou metodou, která je pro vizualizaci fMR vhodná, je rychlá Fourierova transformace (FFT). Tou lze definovat všechny voxely, jejichž MR signál osciluje na frekvenci dané stimulační úlohy. FFT přináší možnost barevně zobrazit mj. fázi dynamických změn MR signálu, čehož lze s výhodou využít u speciálních vizuálních úloh, jakými jsou pomalé periodické otáčení půlkruhu (Sereno et al., 1995) nebo pomalá střídavá expanze a retrakce kruhového strukturovaného podnětu (Tootel et al., 1995; Engel et al., 1994). Tyto typy úloh nelze z hlediska dynamického průběhu členit na období klidové a stimulační, protože některé oblasti sítnice jsou stimulovány a jiné současně inhibovány. Výsledné isochromatické voxely pak odpovídají oblastem mozkové kůry, které se aktivují v okamžiku příslušné fáze
stimulační úlohy, tzn. při určité konkrétní poloze rotujícího půlkruhu nebo expandujícího kruhu. Tímto způsobem byly např. přesně vymezeny hranice primárních a sekundárních zrakových oblastí V1-4 u člověka (Sereno et al., 1995). Klinické a výzkumné aplikace funkční magnetické rezonance Aplikace fMR již překonaly období jednoduchých úloh, pro které bylo příznačné ověření klasických neuroanatomických představ s nálezy oboustranné aktivace v oblasti fissura calcarina během vizuální stimulace (viz obr. 1) (Sakai et al., 1995; Le Bihan et al., 1993), bilaterální aktivace oblastí planum temporale v rozsahu Heschlových závitů za podmínek zvukové stimulace (Binder et al., 1994), aktivace doplňkové motorické oblasti (SMA) a primární motorické kůry při pohybu či při pouhé představě jednoduchého pohybu kontralaterální končetinou nebo průkaz aktivace primární senzorické kůry při stimulaci taktilní (Puce et al., 1995). Vzhledem k tomu, že vyšetření fMR je doprovázeno hlučností (Bandettini et al., 1998), při které je zvuková stimulace obtížná, používají se především senzomotorické, vizuální a kognitivní úlohy. Komplexní zrakovou stimulací bylo definováno již více než 30 specializovaných sekundárních vizuálních areí (Thulborn et al., 1997), které se aktivují specifickými parametry podnětu, jako jsou jas, kontrast, barva a pohyb, nebo složitějšími atributy, jako např. typ předmětu, prostředí, obličej, jeho výraz apod. Pro fMR adaptované verze základních neuropsychologických testů přispěly k poznání anatomických struktur, které se aktivně podílejí při řešení úloh typu Continuous Performance Test, Stroopův test, Wisconsin Card Sorting Task nebo Spatial Working Memory Task (Le Bihan et al., 1995b). fMR se stává důležitým nástrojem pro studium příznivých účinků plasticity CNS v procesu učení a paměti. Zatímco po krátkodobém opakování složitého motorického stereotypu prsty horní končetiny došlo postupně ke zmenšení rozsahu aktivace kontralaterální primární motorické oblasti (efekt habituace), po 4 týdnech pravidelného tréninku téhož stereotypu bylo pozorováno naopak rozšíření aktivované oblasti (efekt učení) (Karni et al., 1995). Bezprostředně po ischemické cévní mozkové příhodě v rozsahu a. cerebri media bylo zjištěno zvýšení aktivity primární a sekundární motorické oblasti nepostižené hemisféry při volním pohybu paretickou končetinou. Vedle posílení této ipsilaterální projekce došlo v důsledku dlouhodobých plastických změn k posílení aktivity primární senzorimotorické kůry také v okolí infarktového ložiska (Leifer et al., 1998). Metodou fMR byly prokázány rovněž negativní důsledky plasticity CNS při vzniku fantomových bolestí. Pouze u pacientů, kteří po amputaci horní končetiny trpěli fantomovými bolestmi, došlo k reorganizaci kontralaterální primární somatosenzorické oblasti s nálezem rozšířené korové reprezentace rtů přesunuté do oblasti původně určené pro amputovanou ruku (Flor a Elbert, 1998). Perspektiva využití fMR může být v předoperační diagnostice se snahou definovat dislokaci důležitých mozkových center nitrolebními expanzivními procesy nebo při vlastním plánování neurochirurgických postupů. Metodou fMRI byly prokázány významné odlišnosti u některých psychiatrických a neurologických onemocnění. U schizofrenie autoři popisují projevy frontální dysfunkce. Například při úloze zaměřené na verbální fluenci, kdy pacient spontánně generuje slova s vybraným společným znakem, bylo zjištěno signifikantní snížení aktivace v levostranném gyrus frontalis inferior a v levé dorzolaterální prefrontální kůře. Tato abnormita však není důsledkem fixního deficitu, ale spíše souvisí se specifickými nároky kognitivní úlohy, protože při úloze založené na sémantickém rozhodování již pozorována nebyla (Curtis et al., 1999). Snížení aktivity v levostranném gyrus frontalis inferior (Stevens et al., 1998) či naopak abnormní zvýšení aktivity v levostranné dorzolaterální prefrontální kůře (Manoach et al., 1999) u schizofreniků řešících úlohy vyžadující pracovní paměť hovoří rovněž spíše pro prefrontální dysfunkci než pro hypofunkci. U pacientů se schizofrenií fMRI mj. potvrdila zapojení primární sluchové kůry při genezi sluchových halucinací (Dierks et al., 1999), sníženou aktivaci senzomotorické kůry a doplňkové motorické oblasti při vykonávání pomalých pohybů (Schroder et al., 1999) a zvýšenou excitaci primární zrakové kůry při fotické stimulaci (Renshaw et al., 1994). Aplikace fMRI u Alzheimerovy choroby jsou rovněž předmětem rostoucího zájmu (Corkin, 1998). V úlohách zaměřených na sémantické rozhodování u pacientů v časné fázi choroby došlo oproti kontrolním osobám k rozsáhlejší aktivaci levostranných frontálních gyrů. Dále byla pozorována dodatečná, pravděpodobně kompenzační, aktivace gyrus cinguli včetně aktivace dalších prefrontálních oblastí oboustranně (Saykin et al., 1999). Naopak při paměťových testech byla zaznamenána nižší aktivace mediálních oblastí temporálních laloků (Rombouts et al., 1998). U pacientů příznivě reagujících na léčbu donepezilem došlo k významnému zvýšení aktivace primární zrakové kůry (Bryant et al., 1998). U pacientů s Parkinsonovou nemocí je popisována snížená
aktivace doplňkové motorické oblasti (SMA) a dorzální prefrontální kůry. Současně dochází ke kompenzační hyperaktivitě laterální premotorické oblasti, parietální kůry a mozečku. Nález se po dopaminergní léčbě normalizuje (Brooks, 1999). Metodu fMR lze použít při studiu mechanizmů chronické léčebné neurostimulace mozku. Zobrazuje se nejen aktivita v bezprostředním místě stimulace, ale i aktivace vzdálených struktur, které jsou se stimulovanou oblastí anatomicky spojeny (Rezai et al., 1999). Základní principy evokovaných potenciálů EP jsou klinickou diagnostickou metodou založenou na registraci výkyvů elektrické aktivity mozku časově vázaných na zevní podnět. Principem je synchronizované snímání surového EEG záznamu s dynamickým průběhem externí stimulace, podobně jako v případě fMR. Stimulem může být podnět libovolné modality, např. zrakový, sluchový, taktilní, chuťový nebo bolestivý. V případě zrakových EP je takovým podnětem záblesk nebo okamžik reverzace černobílého šachovnicového podnětu, v případě sluchových EP je to krátký tón nebo cvaknutí, v případě somatosenzorických EP elektrický nebo magnetický podnět aplikovaný na kůži v místě průběhu periferního nervu. Rutinně se signál snímá z omezeného počtu bipolárních svodů povrchovými elektrodami umístěnými podél průběhu vyšetřované anatomické dráhy a na skalpu. EEG signál je tvořen sumací aktivit mnoha neuronálních generátorů, z nichž pouze nepatrná část souvisí s percepcí vlastního podnětu. Aby bylo možné tuto frakci EEG signálu extrahovat, je nutné během stimulace použít několika desítek až set takových podnětů. Výsledná křivka EP je následně získána zprůměrněním všech úseků nativního EEG (tzv. epoch), které následovaly bezprostředně po každém externím stimulu. Na podnět vázané výkyvy EEG se tak zesílí, náhodné výkyvy se potlačí. Průměrování je možné provádět průběžně při vlastní registraci („on line“) nebo až dodatečně, po jejím skončení („off line“). Výhodou „on line“ přístupu je rychlost zpracování, protože výsledná křivka EP je ihned k dispozici. Metoda „off line“ je časově náročnější, umožňuje však před vlastním zprůměrněním vyřadit epochy kontaminované nežádoucími artefakty, které, pokud mají vysokou amplitudu, mohou výsledný EP výrazně zkreslit. „On line“ průměrování se snaží částečně omezit vliv artefaktů automatickým odvržením epoch, kde amplituda signálu přesáhla nastavenou kritickou mez. Podobně jako v klinickém EEG jsou časté artefakty oční, síťové, svalové, potní a elektrodové. Každý z nich zkresluje záznam specifickým způsobem (Chiappa, 1997). Mrkací a okohybné artefakty představují pro EP nejzávažnější problém, neboť se vyskytují ve stejném frekvenčním pásmu jako hledaný signál. Vedle odvržení kontaminovaných epoch existují matematické metody, které nabízejí různé způsoby pro dodatečné odstranění jejich vlivu na EP záznam (Schwind et al., 1986). Klinické a výzkumné aplikace evokovaných potenciálů Výsledná křivka EP má specifický reprodukovatelný tvar v závislosti na typu použité modality. Skládá se z několika vln, z nichž každá má vlastní označení. Každou lze popsat z hlediska její amplitudy a latence. Hodnocení EP v klinické praxi spočívá v posouzení, zda se sledovaný parametr dané vlny nachází v mezích normativních hodnot. Patologické nálezy lze zjednodušeně interpretovat podle pravidla, že prodloužení latence je způsobeno abnormálním zpomalením přenosu synchronizované aktivity a že snížení amplitudy je podmíněno její menší kvantitou. Prodloužené vedení je korelátem demyelinizačního typu poruchy, kdy ztráta myelinového obalu vede k poruše rychlého saltatorního vedení. Snížení amplitudy představuje axonální typ poruchy, při kterém dochází ke kompletnímu přerušení integrity některých axonů. Signál je přenášen v menší míře pouze zbylými neporušenými axony. Příčinu abnormit však za pomocí EP odhalit nelze. EP našly uplatnění v diagnostice roztroušené sklerózy (Drislane, 1994), traumatických, expanzivních a cévních lézí CNS (Chiappa, 1997). Doménou převážně výzkumných aplikací EP jsou tzv. kognitivní EP, kterými lze studovat mentální procesy zpracování informace, které následují po vlastní percepci externího podnětu (viz obr. 4). Stimulační úlohy pro vybavení tzv. vlny P300 (Polich, 1998) nebo CNV (Contingent Negative Variation) (Tecce, 1972) vedla k odhalení abnormit mj. u pacientů s různými typy demencí (Goodin et al., 1978), Parkinsonovou chorobou (Růžička, 1993), schizofrenií (McCarley et al., 1993), popsala vlivy pozornosti (Mangun et al., 1998), učení, paměti (Polich, 1998), stárnutí (Jech, 1995) apod. Tzv. přípravné EP (bereitschafts EP) zobrazují vyvolanou aktivitu, jež předcházela dané události, kterou může být např. jednoduchý volní nebo mimovolní repetitivní pohyb (viz obr. 3) (Neshige et al., 1988). Tyto EP se
získávají zprůměrněním epoch před počátkem pohybu registrovaným pomocí EMG.
Obrázek 3: fMR a přípravné EP u zdravého 24letého muže za podmínek jednoduché motorické úlohy. Přípravné EP jsou vázány na okamžik stisku klávesy ukazováčkem pravé ruky. (a) Svod P3-M1 v intervalu –500 ms před stiskem. Přibližně v čase –250 ms začíná strmý nárůst přípravného potenciálu (negative slope), který do 30 ms vrcholí negativní vlnou motorického potenciálu (MP). (b) Potenciálová mapa v okamžiku MP s maximální distribucí nad levou hemisférou. (c) Ekvivalentní dipól v okamžiku MP naznačuje předpokládaný generátor v levostranné rolandické oblasti. (d) fMR při rytmickém střídání dotyku palce postupně s ostatními prsty pravé ruky. Výsledkem je aktivace doplňkové motorické oblasti (SMA), zapojené do přípravy pohybu, a primární senzorimotorické kůry levé hemisféry, aktivované při vlastní realizaci pohybu. Tato oblast koresponduje s lokalizací ekvivalentního dipólu přípravných EP. Barevně vyneseny voxely se signifikantně zvýšenou intenzitou během pohybu (ANOVA, P < 0,001).
Topografické mapování evokovaných potenciálů EP mohou poskytnout vedle přesné informace o časování také hrubou představu o topografickém uspořádání svých generátorů. Používá se velkého počtu svodů v rozmezí s 20-200 povrchovými elektrodami. Minimálním požadavkem je 21 elektrod s rozmístěním podle standardního systému 10-20 zapojených vůči jedné referenční elektrodě, umístěné v místě dostatečně vzdáleném od generátorů EP a potenciálních zdrojů rušení. Vhodným místem pro referenci je např. processus mastoideus nebo ušní lalůček (Shih et al., 1988). Nejjednodušší je dvojrozměrné zobrazení, tzv. brain mapping, které za pomoci lineární, bikubické, laplacianské, eventuálně jiné interpolace převede pro daný okamžik rozložení elektrického pole do plošné podoby, např. ve formě barevných map, kde každá barva spojuje místa se stejným elektrickým potenciálem. Sofistikovaným přístupem zobrazení je projekce těchto map na reálný povrch lbi konkrétního pacienta (Babiloni et al., 1997). K tomu je zapotřebí znát přesnou polohu elektrod vůči povrchu hlavy. Jedním ze způsobů je registrace polohy pomocí trojrozměrného souřadnicového systému (EMSE-Polhemus) pracujícího na principu elektromagnetických vln. Jeho základem je emitor, který se skládá z trojice navzájem kolmých cívek, které vysílají tři navzájem kolmá střídavá pole, každé na jiné frekvenci. Poloha emitoru je v prostoru stabilní. Přijímačem je anténa, která se přikládá přímo na povrch hlavy či na místo s povrchovou elektrodou. Z fázových posunů signálu registrovaného ve všech třech směrech se vypočtou souřadnice x, y, z, které jednoznačně definují místa, kde byl příjímač postupně umístěn. Aby pacient nemusel být po celou dobu měření neustále v klidu, připevní se na jeho čelo další přijímač, který průběžně registruje sebemenší změnu polohy hlavy, čímž se provede dodatečná korekce polohy mobilního přijímače. Metoda trojrozměrné registrace elektrod je nezbytnou podmínkou pro výpočet lokalizace generátorů EP. Existuje mnoho matematických modelů, jak jejich rozložení odhadnout (ekvivalentní dipóly (Scherg,
1996), current source density (Perrin et al., 1987), MUSIC (Muhlnickel et al., 1999), LORETA (PascualMarqui et al., 1994)) apod. Každá z těchto metod má svá omezení a chyby, které vycházejí z tzv. inverzního problému. Ten je charakterizován omezenou možností transformace 2D zobrazení do 3D zobrazení. Existuje totiž nekonečně mnoho řešení rozložení generátorů v 3D prostoru, které mohou podmínit tentýž 2D obraz. Zmíněné matematické přístupy se proto snaží nejméně pravděpodobná řešení abstrahovat a chybějící informaci odhadnout. Tyto metody jsou dostatečně přesné pouze za podmínek malého počtu generátorů EP. Výsledek je zobrazován pomocí dipólů o definovaném počátku směru a amplitudě nebo za pomoci denzních či barevných map, které mají charakter tomografických řezů s nízkým stupněm rozlišení. Syntéza evokovaných potenciálů a magnetické rezonance Syntéza 3D zobrazení EP a standardního MR zobrazení umožňuje provést projekci výsledných dipólů EP na pozadí T1 váženého mozku a získat tak konkrétní představu o jejich anatomickém uspořádání. K tomu je potřebné převést morfologická i elektrofyziologická data do stejného prostoru. Známe-li polohu alespoň třech konkrétních bodů vůči povrchovým elektrodám i vůči mozku, lze oba objemy dat adekvátně transformovat. Vhodnými body, které jsou dobře rozpoznatelné v obraze MR a zároveň dobře přístupné mobilnímu přijímači, jsou kořen nosu (nasion) a tragus levého a pravého ucha. Použijeme-li pro fúzi s EP namísto standardního morfologického zobrazení - výsledek fMR, která byla pořízena za obdobných parametrů stimulace, můžeme obě zobrazovací metody navzájem porovnat. Z technického hlediska není prozatím možné provádět registraci fMR a EP současně, ale následně, během dvou vyšetření. Příčinou je nežádoucí indukce elektrických artefaktů v jednotlivých svodech a zvýšené riziko tepelného poškození kůže v místě styku s kovovými povrchovými elektrodami. Pro interpretaci výsledků samotné fMR nebo výsledků její koregistrace s EP je potřebné vyhodnotit nálezy od většího počtu osob. Statistické metody, včetně těch nejjednodušších, jako jsou skupinový průměr a směrodatná odchylka, lze použít pouze tehdy, nacházejí-li se data v jednotném vztažném systému. Průměrovat společně křivky EP od jednotlivých pacientů není problémem, každá křivka byla u každého jednotlivce pořízena za stejné časové období. V případě průměrování výsledků fMR nebo 3D zobrazení EP je problém složitější. Data se od jednotlivých osob nekryjí topograficky, což je dáno interindividuální anatomickou variabilitou mozku. Relativně nejjednodušším způsobem řešení je nejprve transformace výsledků fMR a EP od každého jednotlivce do prostoru, kde všechny struktury mozku budou mít u všech osob stejné topografické souřadnice. Tímto univerzálním stereotaktickým prostorem je tzv. Talairachův prostor (Talairach a Tournoux, 1988). Principem transformace je morfologické přizpůsobení individuálního mozku do prostoru, který zaujímá arbitrárně definovaný univerzální mozek. Po sérii lineárních deformací, rotací a translací se pak mozky od jednotlivých subjektů topograficky kryjí. Existuje několik počítačových způsobů registrace do Talaraichova prostoru – od manuálně asistované po plně automatickou (Collins et. al, 1994). Po transformaci je možné fMR nebo 3D EP jednotlivých subjektů již navzájem průměrovat a statisticky srovnávat. Hlavní výhodou kombinace obou metod je vzájemné zpřesnění. Jednotlivé komponenty EP nejsou většinou podmíněny jedním generátorem. Často se jedná o postupnou aktivaci sériově řazených generátorů, z nichž každý má jinou topografickou lokalizaci. U kognitivních EP se zpracování informace postupně větví, takže při genezi pozdějších vln (jako je např. vlna P300) se předpokládá zapojení více paralelních zdrojů. fMR může pomoci odhadnout, ze kterých míst může signál EP přicházet. Tak se určí pravděpodobný počet a rozmístění zapojených generátorů. Při kombinaci technik fMR a EP je možné využít různých přístupů: (a) Lze posoudit shodu mezi lokalizací jednoho či více vypočtených ekvivalentních dipólů pro vybranou komponentu EP s rozmístěním aktivovaných oblastí fMR (např. model s jedním ekvivalentním dipólem předpokládá genezi vlny P3b do parieto-okcipitální oblasti vlevo, nápadně blízko oblastem, ve kterých byla zjištěna změna signálu fMRI – viz obr. 4). (b) Pro výpočet řešení inverzního problému EP lze vycházet z takového počtu ekvivalentních dipólů, který odpovídá počtu významně aktivovaných oblastí v obraze fMR. (c) Řešení inverzního problému EP lze omezit nejen počtem, ale i umístěním tzv. fixních dipólů do aktivovaných oblastí fMR. Statistické testování následně prokáže, zda je možné z takto umístěných dipólů teoreticky obdržet na skalpu takový EP, jaký byl ve skutečnosti registrován. (d) Časové rozlišení fMR je z důvodu hemodynamického zpoždění stále o 2-3 řády nižší než EP. Při pohledu na výsledek fMR je proto obtížné určit časovou posloupnost, ve které se jednotlivé oblasti aktivovaly. Posouzením pořadí, v jakém jednotlivé ekvivalentní dipóly EP dosahují
svého maxima, lze do jisté míry odhadnout i pořadí aktivace oblastí fMR. K porovnání s EP lze využít i standardní MR, tedy zobrazení, které přímou informaci o funkci neobsahuje. Jednoduchou metodou je statistické srovnání velikostí některých anatomických struktur mozku s vybraným funkčním parametrem. Metodou korelací délky jednotlivých úseků zrakové dráhy s latencí zrakových EP bylo možné odhadnout rychlost šíření vzruchu mezi sítnicí a primární zrakovou kůrou (Jech et al., 1998a). Odlišným přístupem je statistická analýza, která spočívá v mnohočetných korelacích mezi denzitou každého voxelu standardní MR a příslušným parametrem EP. Signifikantníkorelační koeficienty se zobrazují v barevné škále na pozadí běžného MR mozku. Výsledné barevné oblasti označují míru statistické závislosti sledovaného funkčního parametru na lokálním objemu hmoty. Názorným příkladem je srovnání distribuce bílé hmoty postižené plakami s vybranými parametry zrakových EP u pacientů s roztroušenou sklerózou (Jech et al., 1998b). Srovnání EP a MR prokázalo, že je to právě tloušťka zrakového nervu a množství plak v bílé hmotě, které významně ovlivňují rychlost šíření vzruchu ve zrakové dráze.
Obrázek 4: fMR a zrakové kognitivní EP u zdravého 29letého muže při řešení kognitivní úlohy typu „odd ball“, která je standardně používána k vybavení vlny P300, jež je mírou rychlosti kognitivního zpracování. Úloha je založena na náhodné presentaci relativně vzácných (25 %) tzv. terčových podnětů v řadě častých (75 %) tzv. standardních podnětů. Vyšetřovaný subjekt měl zaměřit svou pozornost na výskyt terčových podnětů (v tomto případě horizontálních černobílých pruhů), zatímco standardní podněty (vertikální pruhy) měl ignorovat. Kdykoliv se na plátně objevily terčové podněty subjekt prováděl průběžné mentální odčítání čísla 2 od čísla 100. (a) Svod Oz-M1 v intervalu –200 ms před a 800 ms po podnětu. Zelená čára – průběh EP po terčovém podnětu, modrá čára – průběh EP po indiferentním podnětu. Po terčovém podnětu se křivka odlišuje tzv. endogenním komplexem, který se generuje v souvislosti s kognitivním procesem a jehož součástí jsou vlny P3a,b. (b) Vlna P3b zrakových kognitivních EP vrcholí v parietookcipitální oblasti. (c) Odhad ekvivalentního dipólu vlny P3b do parietookcipitální oblasti vlevo. (d) fMR při kognitivním zpracování terčových podnětů. Aktivované oblasti: primární a sekundární zraková oblast, doplňková motorická oblast (SMA), parietookcipitální rozhraní vlevo, talamus a dorzolaterální prefrontální kůra bilat. Inhibované oblasti: precuneus, mediální prefrontální kůra. Žlutočerveně vyneseny voxely se signifikantně zvýšenou, modrofialově se sníženou intenzitou (korelace, P < 0,001).
Závěr Hranice mezi čistě zobrazovacími a neurofyziologickými technikami začíná být méně zřetelnou. EP mají plné právo být řazeny mezi zobrazovací, tak jako fMR mezi neurofyziologické metody. Vzhledem ke stále snazší dostupnosti obou metod již není jejich společné využití omezeno na několik málo vybraných laboratoří. Studium funkčních zapojení mozku tak přestává být výhradní doménou klasické neuroanatomie
a stává se stále častěji předmětem zájmu klinických oborů, kterým nabízí perspektivu zpřesnění diagnostiky některých neurologických a psychiatrických onemocnění. Vedle možnosti ověření klasických neuroanatomických schémat se tak otvírají netušené možnosti poznání mechanizmů procesu percepce a lidského myšlení. Poznámka: Vyšetření dokumentovaná na obrázcích byla provedena na přístrojích Brainscope, M&I s.r.o., Česká republika (laboratoř pro evokované potenciály Neurologické kliniky 1. LF UK a VFN v Praze), Philips Gyroscan NT 15 (oddělení MR Radiologické kliniky 1. LF UK a VFN v Praze). K analýze byly použity programy BreathingBrain, Easys a EMSE. Práce byla podpořena grantem č. 4189-3 IGA MZ ČR a grantovým záměrem ČEZ: J13/98:111100001. MUDr. Robert Jech Neurologická klinika 1. LF UK a VFN Kateřinská 30 120 00 Praha 2 Literatura
Babiloni F, Babiloni C, Carducci F, Fattorini L, Anello C, Onorati P and Urbano A. High resolution EEG: a new model-dependent spatial deblurring method using realistically-shaped MR-constructed subject´s head model. EEG Clin Neurophysiol 1997;102:69-80. Bandettini PA, Jesmanowicz A, Van Kylen J, Birn RM, Hyde JS. Functional MRI of brain activation induced by scanner acoustic noise. MRM 1998;39:410-416. Bandettini PA, Jesmanowicz A, Wong EC, Hyde JS. Processing strategies for time-course data sets in functional MRI of the human brain. MRM 1993;30:161-173. Bandettini PA, Wong EC, Jesmanowicz A, Hinks RS, Hyde JS. Spin-echo and gradient-echo EPI of human brain activation using BOLD contrast: a comparative study at 1.5 T. NMR in Biomedicine 1994;7:12-20. Bellivau JW, Kennedy DN, McKinstry RC, Buchbinder RR, Weiskoff RM, Cohen MS, Vevea JM, Brady TJ and Rosen, BR. Functional mapping of the human visual cortex by magnetic resonance imaging. Science 1991;254:716-719. Binder JR, Rao SM, Hammeke TA, Yetkin FZ, Jesmanowicz A, Bandettini PA, Wong EC, Estkowski LD, Goldstein MD, Haughton VM, Hyde JS. Functional magnetic resonance imaging of human auditory cortex. Ann Neurol 1994;35:662-672. Brooks DJ. Functional imaging of Parkinson’s disease: is it possible to detect brain areas for specific symptoms? J Neural Transm Suppl 1999;56:139-53. Bryant CA, Ouldred E, Suckling J, Howard RJ, Williams SCR, Swift CG and Jackson SHD. Using fMRI to investigate anticholinesterase therapy in Alzheimer’s disease. Neuroimage Suppl 1998;7(4):S240. Collins DL, Neelin P, Peters TM, Evans AC. Automatic 3D intersubject registration of MR volumetric data in standardized Talairach space. J Comput Assist Tomogr 1994;18:192-205. Corkin S. Functional MRI for studying episodic memory in aging and Alzheimer’s disease. Geriatrics 1998;53 Suppl 1:S13-15. Curtis VA, Bullmore ET, Morris RG, Brammer MJ, Williams SC, Simmons A, Sharma T, Murray RM,
McGuire PK. Attenuated frontal activation in schizophrenia may be task dependent. Schizophr Res 1999;37(1):35-44. DeYoe EA, Bandettini P, Neitz J, Miller D, Winans P. Functional magnetic resonance imaging (FMRI) of the human brain. J Neurosci Methods 1994;54:171-187. Dierks T, Linden DE, Jandl M, Formisano E, Goebel R, Lanfermann H, Singer W. Activation of Heschl’s gyrus during auditory hallucinations. Neuron 1999;22(3):615-21. Drislane FW. Use of evoked potentials in the diagnosis and follow-up of multiple sclerosis. Clin Neurosci 1994;2(3-4):196-201. Duyn JH, Moonen CTW, van Yperen GH, de Boer RW and Luyten PR. Inflow Versus Deoxyhemoglobin Effects in BOLD Functional MRI Using Gradient Echoes at 1.5 T. NMR in Biomedicine 1994;7:83-88. Engel SA, Rumelhart DE, Wandell BA, Lee AT. Glover GH, Chichilnisky EJ, Shalden MN. FMRI of human visual cortex. Nature 1994;369:525. Flor H, Elbert T, Knecht S, Wienbruch C, Pantev C, Birbaumer N, Larbig W, Taub E. Phantom-limb pain as a perceptual correlate of cortical reorganization following arm amputation. Nature 1995;375:482-484. Goodin DS, Squires KC, Starr A. Long latency event-related components of the auditory evoked potential in dementia. Brain 1978;101(4):635-648. Chen W, Kato T, Zhu XH, Ogawa S, Tank DW, Ugurbil K. Human primary visual cortex and lateral geniculate nucleus activation during visual imagery. Neuroreport 1998;9:3669-3674. Chen W, Zhu XH. Suppresion of physiological eye movement artifacts in functional MRI using slab presaturation. MRM 1997;38:546-550. Chiappa KH, Hill RA. Pattern-shift visual evoked potentials: interpretation. In: Chiappa KH, ed. Evoked Potentials in Clinical Medicine. Philadelphia: Lippincott-Raven Publishers, 1997;95-130. Chiappa KH. Principles of evoked potentials. In: Chiappa KH, ed. Evoked Potentials in Clinical Medicine. Philadelphia: Lippincott-Raven Publishers, 1997;1-31. Jech R, Růžička E. Kognitivní a zrakové funkce ve vzorku starší populace: Analýza evokovaných potenciálů. Čas Lék Čes 1995;134(24):791-797. Jech R, Paus T, Růžička E, Zijdenbos A, Krásenský J, Evans AC. Estimation of conduction velocity in the visual pathway: a combined VEP and MRI study. Neuroimage Suppl 1998;7(4):S301. Jech R, Paus T, Růžička E, Zijdenbos A, Krásenský J, Seidl Z, Obenberger J. Souvislost prodloužené latence vlny P100 VEP po prodělané retrobulbární neuritis s objemem zrakového nervu: nová metoda pro statistické srovnání VEP a MR. Čes Slov Neurol Neurochir Suppl 1998;61(94):55. Karni A, Meyer G, Jezzard P, Adams MM, Turner R, Ungerleider LG. Functional MRI evidence for adult motor cortex plasticity during motor skill learning. Nature 1995;377:155-158. Kim SG, Hendrich K, Hu X, Merkle H, Ugurbil K. Potential pitfalls of functional MRI using conventional gradient-recalled echo techniques. NMR in Biomedicine 1994;7:69-74. Kwong K. Current issues in functional MRI. NMR in Biomedicine 1997;10:157-159. Le Bihan D, Karni A. Applications of magnetic resonance imaging to the study of human brain function. Curr Opinion Neurobiol 1995;5:231-237.
Le Bihan D, Jezzard P, Haxby J, Sadato A, Rueckert L, Mattay V. Functional magnetic resonance imaging of the brain. Ann Intern Med 1995;122:296-303. Le Bihan D, Turner R, Zeffiro TA, Cuénod CA, Jezzard P, Bonnerot V. Activation of human primary visual cortex during visual recall: A magnetic resonance imaging study. Proc Natl Acad Sci USA 1993;90:11802-11805. Lee CC, Grimm RC, Manduca A, Felmlee JP, Ehman RL, Riederer SJ, Jack jr. CR. A prospective approach to correct for inter-image head rotation in FMRI. MRM 1998;39:234-243. Leifer D, Lacadie C, Fulbright RK, Zhong J, Graham GD, Gore JC. Functional MRI studies of motor recovery after stroke. Neuroimage Suppl 1998;7(4):S475. Mangun GR, Buonocore MH, Girelli M, Jha A. ERP and fMRI measures of visual spatial selective attention. Hum Brain Mapp 1998;6(5-6):383-389. Manoach DS, Press DZ, Thangaraj V, Searl MM, Goff DC, Halpern E, Saper CB, Warach S. Schizophrenic subjects activate dorsolateral prefrontal cortex during a working memory task, as measured by fMRI. Biol Psychiatry 1999;45(9):1128-37. McCarley RW, Shenton ME, O´Donnell BF, Faux SF, Kikinis R, Nestor PG, Jolesz FA. Auditory P300 abnormalities and left posterior superior temporal gyrus volume reduction in schizophrenia. Arch Gen Psychiatry 1993;50:190-197. Menon RS, Ogawa S, Hu X, Strupp JP, Anderson P, Ugurbil K. BOLD based functional MRI at 4 tesla includes a capillary bed contribution: echo-planar imaging correlates with previous optical imaging using intrinsic signals. MRM 1995;33:453-459. Menon RS, Thomas CG, Gati JS. Investigation of BOLD contrast in fMRI using multi-shot EPI. NMR in Biomedicine 1997;10:179-182. Muhlnickel W, Lutzenberger W, Flor H. Localization of somatosensory evoked potentials in primary somatosensory cortex: a comparison between PCA and MUSIC. Brain Topogr 1999;11(3):185-189. Neshige R, Luders H, Shibasaki H. Recording of movement-related potentials from scalp and cortex in man. Brain 1988;111:719-36. Ogawa S, Menon RS, Tank DW, Kim SG, Merkle H, Ellermann JM and Ugurbil K. Functional brain mapping by blood oxygenation level-dependent contrast magnetic resonance imaging – A comparison of signal characteristics with a biophysical model. Biophys J 1993;64:803-812. Ogawa S, Tank DW, Menon R, Ellermann JM, Kim SG, Merkle H, Ugurbil K. Intrinsic signal changes accompanying sensory stimulation: Functional brain mapping with magnetic resonance imaging. Proc Natl Acad Sci USA 1992;89:5951-5955. Pascual-Marqui RD, Michel CM, Lehmann D. Low resolution electromagnetic tomography: a new method for localizing electrical activity in the brain. Int J Psychophysiol 1994;18:49-66. Perrin F, Bertrand O, Pernier J. Scalp current density: value and estimation from potential data. IEEE Trans BME 1987;34:283-288. Polich J. P300 clinical utility and control of variability. J Clin Neurophysiol 1998;15(1):14-33. Puce A, Constable RT, Luby ML, McCarthy G, Nobre AC, Spencer DD, Gore J, Allison T. Functional magnetic resonance imaging of sensory and motor cortex: comparison with electrophysiological localization. J Neurosurg 1995;83:262-270.
Renshaw PF, Yurgelum-Todd DA, Cohen BM. Greater hemodynamic Response to photic stimulation in schizophrenic patients: An echo planar MRI study. Am J Psychiatry 1994;151(10):1493-1495. Rezai AR, Lozano AM, Crawley AP, Joy ML, Davis KD, Kwan CL, Dostrovsky JO, Tasker RR, Mikulis DJ. Thalamic stimulation and functional magnetic resonance imaging: localization of cortical and subcortical activation with implanted electrodes. Technical note. J Neurosurg 1999;90(3):583-590. Rombouts SARB, Lazeron RHC, Barkhof F, Machielsen WCM, Witter MP, Sprenger M, Valk J, Scheltens P. Comparison of medial temporal lobe activation in young and elderly subjects and patients with Alzheimer’s disease. Neuroimage Suppl 1998;7(4):S520. Růžička E, El Massioui F. Event-related potentials in Parkinson’s disease: a review. Behav Neurol 1993;6:15-26. Sakai K, Watanabe E, Onodera Y, Uchida I, Kato H, Yamamoto E, Koizumi H, Miyashita Y. Functional mapping of the human colour centre with echo-planar magnetic resonance imaging. Proc R Soc Lond B 1995;261:89-98. Santosh CG, Rimmington JE, Best JJK, Functional magnetic resonance imaging at 1T: motor cortex, supplementary motor area and visual cortex activation. B J Radiol 1995;68:369-374. Saykin AJ, Flashman LA, Frutiger SA, Johnson SC, Mamourian AC, Moritz CH, O’Jile JR, Riordan HJ, Santulli RB, Smith CA, Weaver JB. Neuroanatomic substrates of semantic memory impairment in Alzheimer’s disease: patterns of functional MRI activation. J Int Neuropsychol Soc 1999;5(5):377-392. Sereno MI, Dale AM, Peppas JB, Kwong KK, Belliveau JW, Brady TJ, Rosen BR, Tootell RBH. Borders of multiple visual areas in humans revealed by functional magnetic resonance imaging. Science 1995;268:889-893. Shih PY, Aminoff MJ, Goodin DS, Mantle MM. Effect of reference point on visual evoked potentials: clinical relevance. Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1988;71(4):319-322. Scherg M, Berg P. New concepts of brain source imaging and locali-zation. Electroencephalogr Clin Neurophysiol Suppl 1996;46:127-137. Schroder J, Essig M, Baudendistel K, Jahn T, Gerdsen I, Stockert A, Schad LR, Knopp MV. Motor dysfunction and sensorimotor cortex activation changes in schizophrenia: A study with functional magnetic resonance imaging. Neuroimage 1999;9(1):81-87. Schwind J, Dormann WU. Off-line removal of ocular artifacts from event-related potentials using a multiple linear regression model. Int J Psychophysiol 1986;4(3):203-208. Stevens AA, Goldman-Rakic PS, Gore JC, Fulbright RK, Wexler BE. Cortical dysfunction in schizophrenia during auditory word and tone working memory demonstrated by functional magnetic resonance imaging. Arch Gen Psychiatry 1998;55(12):1097-1103. Talairach J, Tournoux P. Co-Planar Stereotactic Atlas of the Human Brain: 3-dimensional Proportional System: an Approach to Cerebral Imaging. Stuttgart: Thieme, 1988. Tecce JJ. Contingent negative variation (CNV) and psychological processes in man. Psychol Bull 1972;77(2):73-108. Thulborn KR, Chang SY, Shen GX, Voyvodic JT. High-Resolution Echo-Planar fMRI of Human Visual Cortex at 3.0 tesla. NMR in Biomedicine 1997;10:183-190. Tootell RBH, Reppas JB, Dále AM, Look RB, Sereno MI, Malach R, Brady TJ, Rosen BR. Visual motion aftereffect in human cortical area MT revealed by functional magnetic resonance imaging. Nature
1995;375:139-141. Yang Ym Glover GH, Van Gelderen P, Patel AC, Mattay VS, Frank JA, Duyn JH. A comparison of fast MR scan techniques for cerebral activation studies at 1.5 Tesla. MRM 1998;39:61-67.
