La magnetoencefalografía ( megohmio ) del es una técnica de proyección de imagen usada para medir los campos magnéticos producidos por actividad eléctrica en el cerebro vía los dispositivos extremadamente sensibles tales como dispositivos de interferencia de quántum superconductor (calamares). Estas medidas son de uso general en la investigación y ajustes clínicos. Hay muchas aplicaciones para el megohmio, incluyendo la ayuda de cirujanos en localizar una patología, asistiendo a investigadores en la determinación de la función de las varias partes del cerebro, al Neurofeedback, y a otros.

Historia del megohmio

El megohmio primero fue medido por David Cohen en 1968, antes de la disponibilidad del CALAMAR, usando solamente una bobina de inducción de cobre como el detector. Para reducir el ruido de fondo magnético, las medidas fueron hechas en un cuarto magnético blindado. Sin embargo, la insensibilidad de este detector dio lugar a los megohmios pobres, ruidosos señala, que eran difíciles de utilizar. Entonces, más adelante en el MIT, él construyó un mejor cuarto blindado, y usado de los primeros detectores del CALAMAR (apenas desarrollados por Zimmerman) de medir otra vez el megohmio. Esta vez las señales estaban casi tan claramente como el EEG, y estimularon el interés de los físicos que habían comenzado a buscar aplicaciones de calamares. Así, el megohmio comenzó a ser utilizado, de modo que los varios tipos de megohmios espontáneos y evocados comenzaran a ser medidos.

En primero solamente el solo CALAMAR un detector fue utilizado, sucesivamente para medir el campo magnético en un número de puntos alrededor de la cabeza del tema. Esto era incómodo, y en los años 80, los manufacurers del megohmio comenzaron a aumentar el número de sensores en el dewar para cubrir a un área más grande de la cabeza, usar un dewar correspondientemente más grande. Los dewars actuales del megohmio son casco-shaped y contienen tanto como 300 sensores, cubriendo la mayor parte de la cabeza, según las indicaciones de la primera figura. De esta manera, los megohmios de un tema o el paciente pueden ahora ser acumulados rápido y eficientemente.

La base de la señal del megohmio

Las corrientes neuronales sincronizadas inducen los campos magnéticos muy débiles que se pueden medir en el megohmio. Sin embargo, el campo magnético del cerebro es considerablemente más pequeño en 10 pies ( Femto [[el tesla (la unidad)|tesla]]) para la actividad cortical y 10^ {3} pie para el ritmo alfa humano que el ruido magnético ambiente en un ambiente urbano, que está en la orden de 10^ {8} pie. Dos problemas esenciales del biomagnetism se presentan: debilidad de la señal y de la fuerza del ruido ambiental competente. El desarrollo de los dispositivos extremadamente sensibles de la medida, calamares facilita el análisis del campo magnético del cerebro y enfrenta los problemas ya mencionados.

Las señales del megohmio (y EEG) derivan del efecto neto de las corrientes iónicas que fluyen en las dendritas de neuronas durante la transmisión sináptica . De acuerdo con las ecuaciones del maxwell, cualquier corriente eléctrica producirá un campo magnético ortogonal orientado. Es este campo que se mide con el megohmio. Las corrientes netas se pueden pensar en como dipolos actuales que sean corrientes definidas para tener una posición, una orientación, y una magnitud asociadas, solamente ningún grado espacial. Según la regla derecha, un dipolo actual da lugar a un campo magnético que fluya alrededor del eje de su componente del vector.

Para generar una señal que sea perceptible, aproximadamente 50.000 neuronas activas son necesarias. Puesto que los dipolos actuales deben tener orientaciones similares para generar los campos magnéticos que se refuerzan, es a menudo la capa de células piramidales en la corteza, que son generalmente perpendiculares a su superficie, que da lugar a campos magnéticos mensurables. Además, es a menudo paquetes de estas neuronas situadas en los surcos de la corteza con las orientaciones paralelas a la superficie de la cabeza las porciones mensurables de ese proyecto de sus campos magnéticos fuera de la cabeza. Los investigadores están experimentando con varios métodos del tratamiento de señales para intentar encontrar los métodos que permitirán que la señal profunda del cerebro (es decir, no-cortical) sea detectada, pero en fecha con todo no hay método clínico útil disponible.

Vale el observar de que los potenciales de acción no producen generalmente un campo observable, principalmente porque las corrientes se asociaron a potenciales de acción fluir en direcciones opuestas y los campos magnéticos se anulan. Sin embargo, los campos de acción se han medido de los nervios periféricos.

El blindar magnético

Porque las señales magnéticas emitidas por el cerebro están en la orden de algunos femtoteslas (1 pie = 10^ {- 15} T), el blindar de señales magnéticas externas, incluyendo el campo magnético de la tierra, es necesario. El apropiado que blinda magnético puede ser obtenido construyendo los cuartos hechos del aluminio y del Mu-metal para reducir el ruido de alta frecuencia y de baja frecuencia, respectivamente.

Cuartos magnético blindados

Un modelo magnético blindado (MSR) del sitio consiste en tres jerarquizó capas principales. Cada uno de estas capas se hace de una capa de aluminio pura más una capa ferromagnética de la alta permeabilidad, similar en la composición a la aleación de níquel e hierro de Moly. La capa ferromagnética se suministra como hojas de 1 milímetro, mientras que la capa íntima se compone de cuatro hojas en contacto cercano, y las dos capas externas se componen de tres hojas cada uno. La continuidad magnética es mantenida por las tiras del recubrimiento. Las arandelas aisladores se utilizan en los montajes del tornillo para aislar cada capa principal eléctricamente para ayudar a eliminar las radiofrecuencias, que degradan funcionamiento del CALAMAR. La continuidad eléctrica del aluminio también es mantenida por las tiras de aluminio del recubrimiento para no prohibir a de la corriente alternada blindar Eddy-current de que sea importante en las frecuencias mayor de 1 hertzio. Las ensambladuras de la capa interna se electrochapan a menudo con plata u oro para mejorar la conductividad de las capas de aluminio.

Sistema que blinda activo

Los sistemas activos se diseñan para la cancelación tridimensional del ruido. Para ejecutar un sistema activo, los magnetómetros de poco ruido de la válvula de flujo se montan en el centro de cada superficie y se orientan ortogonal a él. Esto alimenta negativamente un amplificador de la C. a través de una red de paso bajo con un decaimiento lento para reducir al mínimo la regeneración positiva y la oscilación. Se incorporan al sistema de sacudida y que desmagnetiza de los alambres. Sacudiendo los alambres aumentan la permeabilidad magnética, mientras que los alambres que desmagnetizan permanentes se aplican a todas las superficies de la capa principal interna para desmagnetizar las superficies. Por otra parte, los algoritmos de la cancelación del ruido pueden reducir de baja frecuencia y ruido de alta frecuencia. Los sistemas modernos tienen un piso del ruido de alrededor 2 a 3 pies por √ Hertzio sobre 1 hertzio.

Localización de la fuente

El problema inverso

Artículo principal del : Problema inverso

Para determinar la localización de la actividad dentro del cerebro, las técnicas avanzadas del tratamiento de señales se utilizan que utilizan los campos magnéticos medidos fuera de la cabeza para estimar la localización de la fuente de esa actividad. Esto se refiere como el inverso del problema de . (El delantero del problema de es una situación donde sabemos dónde las fuentes estamos (ser) y estamos estimando el campo en una distancia dada de las fuentes.) La dificultad técnica primaria es que el problema inverso no tiene una solución única (es decir, hay " posible infinito; correct" las respuestas), y el problema de encontrar la mejor solución es sí mismo el tema de la investigación intensiva. Las soluciones adecuadas se pueden derivar usar los modelos que implican el conocimiento anterior de la actividad del cerebro.

Los modelos de la fuente pueden u overdetermined o underdetermined. Un modelo overdetermined puede consistir en algunos punto-como las fuentes, cuyas localizaciones entonces se estiman de los datos. Los modelos underdetermined pueden ser utilizados en caso de que se activen muchas diversas áreas distribuidas; hay varias distribuciones actuales posibles que explican los resultados de la medida, pero se selecciona el más probable. Es creída por algunos investigadores en el campo que modelos más complejos de la fuente aumentan la calidad de una solución. Sin embargo esto puede disminuir la robustez de la valoración y de aumentar los efectos de errores modelo delanteros. Muchos experimentos utilizan los modelos simples, reduciendo fuentes de error posibles y disminuyendo la época del cómputo de encontrar una solución. Los algoritmos de la localización hacen uso de los modelos dados de la fuente y de la cabeza para encontrar una localización probable para un generador focal subyacente del campo. Una metodología alternativa implica el realizar del análisis componente independiente primero para segregar fuentes sin usar un adelante modela, y después localizar las fuentes separadas individualmente. Este método ha sido demostrado para mejorar el cociente de relación señal/ruído de los datos correctamente separando fuentes de ruido no-neuronales de fuentes neuronales, y ha demostrado promesa en la segregación de fuentes neuronales focales.

Los algoritmos de la localización usar modelos overdetermined funcionan por el refinamiento sucesivo. El sistema se inicializa con una primera conjetura. Después un lazo se incorpora, en el cual un modelo delantero se utiliza para generar el campo magnético que resultaría de la conjetura actual, y la conjetura después se ajusta para reducir la diferencia entre este campo estimado y el campo medido. Este proceso se itera hasta convergencia.

Otro acercamiento es no hacer caso del problema inverso enfermo-presentado y estimar la corriente en una localización fija. Un tal acercamiento es la técnica second-order conocida como magnetometría sintética (SAM) de la abertura, que utiliza una carga linear de los canales del sensor para centrarse el arsenal en una localización dada de la blanco.

Proyección de imagen magnética de la fuente

Las localizaciones estimadas de la fuente se pueden combinar con imágenes de resonancia magnética de la proyección de imagen (MRI) para crear imágenes de fuente magnéticas (MSI). Los dos sistemas de datos son combinados midiendo la localización de un sistema común de puntos fiduciales marcados durante MRI con los marcadores del lípido y marcados durante el megohmio con las bobinas electrificadas del alambre que emiten campos magnéticos. Entonces utilizar las localizaciones de los puntos fiduciales en cada conjunto de datos para definir un sistema coordinado común para sobreponiendo (" coregistering el " de ;) los datos funcionales del megohmio sobre los datos estructurales de MRI son posibles.

Las críticas del uso de esta técnica en práctica clínica son que producen áreas coloreadas con los límites definidos sobrepuestos sobre una exploración de MRI: el espectador inexperimentado puede no realizar que los colores no representan una certeza fisiológica, debido a la resolución espacial relativamente baja del megohmio, sino algo una nube de la probabilidad derivada de procesos estadísticos. Sin embargo, cuando la imagen de fuente magnética corrobora otros datos, puede estar de utilidad clínica.

Localización modelo de la fuente del dipolo

Aceptado extensamente fuente-modelando la técnica para el megohmio implica el calcular de un sistema de dipolos actuales equivalentes (ECDs), que asume que las fuentes neuronales subyacentes son focales. Este procedimiento apropiado del dipolo es no linear en tanresuelto que el número de parámetros desconocidos del dipolo es menos que el número de medidas del megohmio. Los algoritmos múltiples automatizados del modelo del dipolo tales como clasificación múltiple (clasificación múltiple de la señal de la señal) y MSST (Multistart espacial y temporal) que modela se aplican al análisis de las respuestas del megohmio. Las limitaciones de los modelos del dipolo para caracterizar respuestas neuronales tienen tres desventajas principales: (1) dificultades significativas en localizar fuentes extendidas con ECDs, (2) problemas con exactamente el cálculo del número total de dipolos por adelantado, y (3) la sensibilidad de la localización del dipolo, especialmente con respecto a profundidad en el cerebro.

acercamiento Llevar-campo-basado de la proyección de imagen

Desemejante del múltiple-dipolo que modela, el modelado llevar-campo-basado divide el espacio de la fuente en una rejilla que contiene una gran cantidad de dipolos. El problema inverso es obtener los momentos de dipolo para los nodos de la rejilla. Pues el número de momentos de dipolo desconocidos es mucho mayor que el número de sensores del megohmio, la solución inversa underdetermined alto. Para compensar esto, los apremios adicionales son necesarios reducir la no-unicidad de la solución. La ventaja primaria de este sistema es que ninguna especificación anterior para el modelo de la fuente debe ser hecha. Otras fuerzas incluyen la carga relativamente baja del cómputo y los tiempo-cursos lisos de la fuente, que llevan a la comparación estadística simple. Una debilidad es que la resolución espacial es absolutamente pobre, y tiende a proporcionar modelos estadísticos distribuidos de la reconstrucción, a pesar de tener generadores focales.

Análisis componente independiente

El análisis componente independiente (AIC), es otra solución del tratamiento de señales que separa diversas señales que sean estadístico independiente a tiempo. Se utiliza sobre todo para quitar los artefactos tales como centelleo, movimiento del músculo de ojo, artefactos del músculo facial, artefactos cardiacos, etc. de las señales del megohmio y de EEG que se pueden contaminar con ruido exterior. Sin embargo, el AIC tiene resolución pobre de las fuentes alto correlacionadas del cerebro debido a su independencia estadística fundamental.

Megohmio de uso en el campo

En la investigación, el uso primario del megohmio es la medida de los cursos del tiempo de la actividad, pues tales cursos del tiempo no se pueden medir usar la proyección de imagen de resonancia magnética funcional (fMRI). El megohmio también establece claramente exactamente fuentes en áreas auditivas, somáticosensoriales y de motor primarias, mientras que su uso en crear mapas funcionales de la corteza humana durante tareas cognoscitivas más complejas es más limitado; en esos casos el megohmio se debe utilizar preferiblemente conjuntamente con fMRI. Debe ser observado, sin embargo, que los datos hemodinámicos neuronales (megohmio) y (fMRI) no convienen necesario y los métodos se complementan. Sin embargo, las dos señales pueden tener una fuente común: se sabe que hay una relación apretada entre LFP (potenciales del campo local) y (las señales EN NEGRILLA del dependiente del nivel del oxgenation de la sangre). Puesto que el LFP es la señal de la fuente de MEG/EEG, el megohmio y las señales EN NEGRILLA pueden derivar de la misma fuente (aunque las señales EN NEGRILLA se filtran con la respuesta hemodinámica).

Epilepsia focal

Las aplicaciones clínicas del megohmio consisten en la detección y localizar de actividad que clava epileptiforme en pacientes con la epilepsia, y en localizar la corteza elocuente para el planeamiento quirúrgico en pacientes con los tumores cerebrales o epilepsia insuperable. La meta de la cirugía de la epilepsia es quitar el tejido epileptogénico mientras que las áreas esenciales escasamente del cerebro para evitar déficits neurológicos. Saber la posición exacta de las regiones esenciales del cerebro (tales como la corteza de motor primaria y corteza sensorial primaria, corteza visual, y corteza del discurso) es de importancia extrema. El estímulo cortical directo y los potenciales evocados somáticosensoriales registrados en el ECoG se consideran el patrón oro para la localización de las regiones esenciales del cerebro. Estos procedimientos se pueden realizar intraoperatively o crónico de indwelling los electrodos subdurales de la rejilla; sin embargo, son ambo invasores al paciente. Las localizaciones del megohmio del surco central obtenido de campos magnéticos evocados somáticosensoriales demuestran fuerte acuerdo con estas grabaciones invasores. Los estudios del megohmio asisten a la clarificación de la organización funcional de corteza somáticosensorial primaria y delinear el grado espacial de la corteza somáticosensorial de la mano por el estímulo de los dígitos individuales. Este acuerdo entre las medidas invasores de la localización del tejido cortical y de las grabaciones del megohmio implica la eficacia del análisis del megohmio.

Controversia de los estudios del megohmio

El megohmio también se ha utilizado recientemente algo más polémico para estudiar procesos cognoscitivos más sofisticados tales como audición y tratamiento de lenguas .

Comparación con otras técnicas de proyección de imagen

El megohmio ha estado en el desarrollo desde los años 60 pero ha sido ayudado grandemente por avances recientes en los algoritmos computacionales y el hardware, y promete a mejorado la resolución espacial juntados con la resolución temporal (mejor de 1 ms extremadamente alto); puesto que el megohmio toma sus medidas directo de la actividad de las neuronas ellos mismos su resolución temporal es comparable con la de electrodos intracraneales.

Las fuerzas del megohmio complementan los de otras técnicas de medida de la actividad del cerebro tales como electroencefalografía (EEG), tomografía de emisión de positrón (ANIMAL DOMÉSTICO), y fMRI cuyas fuerzas, alternadamente, complementen el megohmio. Otras fuerzas importantes a observar sobre el megohmio son que las bioseñales que mide no dependen de la geometría principal tanto como lo hace EEG (a menos que los implantes ferromagnéticos están presentes) y que es totalmente no invasor, en comparación con el ANIMAL DOMÉSTICO y posiblemente el MRI / FMRI .

EEG contra el megohmio

Aunque EEG y los megohmios sean generados por los mismos procesos neurophysiologic, hay diferencias importantes referentes al neurogenesis del megohmio y de EEG. En contraste con campos eléctricos, los campos magnéticos son torcidos menos por las características resistentes del cráneo y del cuero cabelludo, que dan lugar a una mejor resolución espacial del megohmio. Como eléctrico y campos magnéticos está el perpendicular orientado el uno al otro, las direcciones de la sensibilidad más alta, generalmente la dirección entre los máximos del campo, es ortogonal el uno al otro. Considerando que el cuero cabelludo EEG es sensible a los componentes tangenciales y radiales de una fuente actual en un conductor esférico del volumen, el megohmio detecta solamente sus componentes tangenciales. Esto demuestra que el megohmio mide selectivamente la actividad en los surcos, mientras que el cuero cabelludo EEG mide actividad en los surcos y en la tapa de las convoluciones del cerebro corticales pero aparece ser dominado por fuentes radiales.

El cuero cabelludo EEG es sensible a las corrientes de volumen extracelulares producidas por los potenciales postsinápticos, megohmio detecta sobre todo las corrientes intracelulares asociadas a estos potenciales sinápticos porque los componentes del campo generados por las corrientes de volumen tienden a anularse en un conductor esférico del volumen que el decaimiento de campos magnéticos en función de la distancia es más pronunciado que para los campos eléctricos. El megohmio es por lo tanto más sensible a la actividad cortical superficial, que debe ser útil para el estudio de la epilepsia neocortical. Finalmente, el megohmio es referencia-libre que está en contraste con el cuero cabelludo EEG, donde una referencia activa puede llevar a las dificultades serias en la interpretación de los datos.

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