Instrumental conditioning studies how animals and humans choose actions appropriate to the affective structure of an environment. According to recent reinforcement learning models, two distinct components are involved: a “critic,” which learns to predict future reward, and an “actor,” which maintains information about the rewarding outcomes of actions to enable better ones to be chosen more frequently. We scanned human participants with functional magnetic resonance imaging while they engaged in instrumental conditioning. Our results suggest partly dissociable contributions of the ventral and dorsal striatum, with the former corresponding to the critic and the latter corresponding to the actor.

The aim of this study was to determine the brain regions involved in anticipation of a primary taste reward and to compare these regions to those responding to the receipt of a taste reward. Using fMRI, we scanned human subjects who were presented with visual cues that signaled subsequent reinforcement with a pleasant sweet taste (1 M glucose), a moderately unpleasant salt taste (0.2 M saline), or a neutral taste. Expectation of a pleasant taste produced activation in dopaminergic midbrain, posterior dorsal amygdala, striatum, and orbitofrontal cortex (OFC). Apart from OFC, these regions were not activated by reward receipt. The findings indicate that when rewards are predictable, brain regions recruited during expectation are, in part, dissociable from areas responding to reward receipt.

A common problem in gradient-echo echo planar imaging (EPI) is the occurrence of image distortions and signal losses caused by susceptibility gradients near air/tissue interfaces. Since EPI is frequently used for functional magnetic resonance imaging experiments based on the blood oxygenation level-dependent effect, functional studies of certain brain regions affected by susceptibility gradients, such as the temporal lobes and the orbitofrontal cortex, may be compromised. In this work a method for signal recovery in certain regions of the orbitofrontal cortex is presented. The influence of in-plane susceptibility gradients is reduced by optimization of the imaging slice orientation. Through-plane susceptibility gradients are partly compensated by means of a moderate preparation gradient pulse similar to z-shimming. In contrast to several other techniques proposed in the literature for reducing susceptibility effects, this method does not compromise the temporal resolution and is therefore applicable to event-related studies.

Detailed knowledge of the anatomy and connectivity pattern of cortico-basal ganglia circuits is essential to an understanding of abnormal cortical function and pathophysiology associated with a wide range of neurological and neuropsychiatric diseases. We aim to study the spatial extent and topography of human basal ganglia connectivity in vivo . Additionally, we explore at an anatomical level the hypothesis of coexistent segregated and integrative cortico-basal ganglia loops. We use probabilistic tractography on magnetic resonance diffusion weighted imaging data to segment basal ganglia and thalamus in 30 healthy subjects based on their cortical and subcortical projections. We introduce a novel method to define voxel-based connectivity profiles that allow representation of projections from a source to more than one target region. Using this method, we localize specific relay nuclei within predefined functional circuits. We find strong correlation between tractography-based basal ganglia parcellation and anatomical data from previously reported invasive tracing studies in nonhuman primates. Additionally, we show in vivo the anatomical basis of segregated loops and the extent of their overlap in prefrontal, premotor, and motor networks. Our findings in healthy humans support the notion that probabilistic diffusion tractography can be used to parcellate subcortical gray matter structures on the basis of their connectivity patterns. The coexistence of clearly segregated and also overlapping connections from cortical sites to basal ganglia subregions is a neuroanatomical correlate of both parallel and integrative networks within them. We believe that this method can be used to examine pathophysiological concepts in a number of basal ganglia-related disorders.

A well-recognized problem with the echo-planar imaging (EPI) technique most commonly used for functional magnetic resonance imaging (fMRI) studies is geometric distortion caused by magnetic field inhomogeneity. This makes it difficult to achieve an accurate registration between a functional activation map calculated from an EPI time series and an undistorted, high resolution anatomical image. A correction method based on mapping the spatial distribution of field inhomogeneities can be used to reduce these distortions. This approach is attractive in its simplicity but requires postprocessing to improve the robustness of the acquired field map and reduce any secondary artifacts. Furthermore, the distribution of the internal magnetic field throughout the head is position dependent resulting in an interaction between distortion and head motion. Therefore, a single field map may not be sufficient to correct for the distortions throughout a whole fMRI time series. In this paper we present a quantitative evaluation of image distortion correction for fMRI at 2T. We assess (i) methods for the acquisition and calculation of field maps, (ii) the effect of image distortion correction on the coregistration between anatomical and functional images, and (iii) the interaction between distortion and head motion, assessing the feasibility of using field maps to reduce this effect. We propose that field maps with acceptable noise levels can be generated easily using a dual echo-time EPI sequence and demonstrate the importance of distortion correction for anatomical coregistration, even for small distortions. Using a dual echo-time series to generate a unique field map at each time point, we characterize the interaction between head motion and geometric distortion. However, we suggest that the variance between successively measured field maps introduces additional unwanted variance in the voxel time-series and is therefore not adequate to correct for time-varying distortions.

The precise role of orbitofrontal cortex (OFC) in affective processing is still debated. One view suggests OFC represents stimulus reward value and supports learning and relearning of stimulus-reward associations. An alternate view implicates OFC in behavioral control after rewarding or punishing feedback. To discriminate between these possibilities, we used event-related functional magnetic resonance imaging in subjects performing a reversal task in which, on each trial, selection of the correct stimulus led to a 70% probability of receiving a monetary reward and a 30% probability of obtaining a monetary punishment. The incorrect stimulus had the reverse contingency. In one condition (choice), subjects had to choose which stimulus to select and switch their response to the other stimulus once contingencies had changed. In another condition (imperative), subjects had simply to track the currently rewarded stimulus. In some regions of OFC and medial prefrontal cortex, activity was related to valence of outcome, whereas in adjacent areas activity was associated with behavioral choice, signaling maintenance of the current response strategy on a subsequent trial. Caudolateral OFC-anterior insula was activated by punishing feedback preceding a switch in stimulus in both the choice and imperative conditions, indicating a possible role for this region in signaling a change in reward contingencies. These results suggest functional heterogeneity within the OFC, with a role for this region in representing stimulus-reward values, signaling changes in reinforcement contingencies and in behavioral control.

BackgroundRegions in human frontal cortex may have modulatory top-down influences on retinotopic visual cortex, but to date neuroimaging methods have only been able to provide indirect evidence for such functional interactions between remote but interconnected brain regions. Here we combined transcranial magnetic stimulation (TMS) with concurrent functional magnetic resonance imaging (fMRI), plus psychophysics, to show that stimulation of the right human frontal eye-field (FEF) produced a characteristic topographic pattern of activity changes in retinotopic visual areas V1-V4, with functional consequences for visual perception.ResultsFEF TMS led to activity increases for retinotopic representations of the peripheral visual field, but to activity decreases for the central field, in areas V1-V4. These frontal influences on visual cortex occurred in a top-down manner, independently of visual input. TMS of a control site (vertex) did not elicit such visual modulations, and saccades, blinks, or pupil dilation could not account for our results. Finally, the effects of FEF TMS on activity in retinotopic visual cortex led to a behavioral prediction that we confirmed psychophysically by showing that TMS of the frontal site (again compared with vertex) enhanced perceived contrast for peripheral relative to central visual stimuli.ConclusionsOur results provide causal evidence that circuits originating in the human FEF can modulate activity in retinotopic visual cortex, in a manner that differentiates the central and peripheral visual field, with functional consequences for perception. More generally, our study illustrates how the new approach of concurrent TMS-fMRI can now reveal causal interactions between remote but interconnected areas of the human brain.

Most functional magnetic resonance imaging (fMRI) studies record the blood oxygen level-dependent (BOLD) signal using fast gradient-echo echo-planar imaging (GE EPI). However, GE EPI can suffer from substantial signal dropout caused by inhomogeneities in the static magnetic field. These field inhomogeneities occur near air/tissue interfaces, because they are generated by variations in magnetic susceptibilities. Thus, fMRI studies are often limited by a reduced BOLD sensitivity (BS) in inferior brain regions. Recently, a method has been developed which allows for optimizing the BS in dropout regions by specifically adjusting the slice tilt, the direction of the phase-encoding (PE), and the z-shim moment. However, optimal imaging parameters were only reported for the orbitofrontal cortex (OFC) and inferior temporal lobes. The present study determines the optimal slice tilt, PE direction, and z-shim moment at 3 T and 1.5 T, otherwise using standard fMRI acquisition parameters. Results are reported for all brain regions, yielding a whole-brain atlas of optimal parameters. At both field strengths, optimal parameters increase the BS by more than 60% in many voxels in the OFC and by at least 30% in the other dropout regions. BS gains are shown to be more widespread at 3 T, suggesting an increased benefit from the dropout compensation at higher fields. Even the mean BS of a large brain region, e.g., encompassing the medial OFC, can be increased by more than 15%. The maps of optimal parameters allow for assessing the feasibility and improving fMRI of brain regions affected by susceptibility-induced BS losses.

An algorithm for the optimisation of 3D Modified Driven Equilibrium Fourier Transform (MDEFT) sequences for T1-weighted anatomical brain imaging is presented. Imaging parameters are optimised for a clinical whole body scanner and a clinical head scanner operating at 1.5 and 3 T, respectively. In vivo studies show that the resulting sequences allow for the whole brain acquisition of anatomical scans with an isotropic resolution of 1 mm and high contrast-to-noise ratio (CNR) in an acceptable scan time of 12 min. Typical problems related to the scanner-specific hardware configurations are discussed in detail, especially the occurrence of flow artefacts in images acquired with head transmit coils and the enhancement of scalp intensities in images acquired with phased array receive coils. It is shown both theoretically and experimentally that these problems can be avoided by using spin tagging and fat saturation.

SNAPSHOT-FLASH imaging has been described as a method of fast acquisition of NMR tomograms ( I ) . It is based on a slice-selective radiofrequency pulse of small flip angle (Y and the acquisition of magnetic field gradient echoes in a 2D Fourier imaging experiment. Under these conditions, the value of TR/ T, ( TR is the repetition time) can be extremely low. A whole 128 X 12%pixel tomogram may be taken in a fraction of a second. It has been shown that a SNAPSHOT-FLASH image is mainly spin-density-weighted. Contrasts with respect to NMR parameters can be introduced by the application of RF pulses before the whole image sequence ( I ) . For T1 measurements a sequence of several SNAPSHOT-FLASH tomograms is taken after the application of a 180” pulse with negligible delay between the pictures (about one millisecond). While an image is taken the longitudinal magnetization changes steadily. The intensity of the picture depends mainly on the longitudinal magnetization, which is present at the time when the amount of the phase-encoding gradient Gp is minimal. In a 2D Fourier imaging experiment Gp is switched symmetrically from a value of -GPO to +Gpo. Thus, the intensity of picture 12 after the 180” pulse depends on the longitudinal magnetization at the time t = ( IZ 1) r t 7/2, where T is the total acquisition time of a single tomogram. For T, = 1 s, the recovery in an inversion-recovery experiment will be attained after about five seconds. Hence, the whole inversion-recovery relaxation curve may be obtained by taking a sequence of at least eight pictures with 7 = 400 ms. However, one obtains an effective relaxation time Ty which is smaller than T1 because of the constant loss of longitudinal magnetization after each application of the (Y pulse. The exact evaluation of T, must be done with respect to this effect. The following treatment regards the “relative magnetization” m (total magnetization M devided by equilibrium magnetization MO). The T2 relaxation is neglected, since echo times as low as 1.4 ms can be used in SNAPSHOT-FLASH experiments. Before the pulse sequence used to measure an arbitrary gradient echo, there is longitudinal magnetization mj . After the cr pulse it is micos( a). During the measurement, there is spin-lattice relaxation leading to m(t) = 1 + [m(O) l]exp( -t/ T,). Hence, the longitudinal magnetization before the next pulse is mi+i = 1 t [micos(cu) l]exp( -T,/ T, ). In an inversion-recovery experiment the starting value is m. = 1. These conditions are fulfilled by