Pokročilá segmentace mozkových nádorů ze snímků MRI

1.2. Zobrazování magnetickou rezonancí (MRI)

MRI je diagnostický nástroj používaný k analýze a studiu lidské anatomie. Huang , Zhan et al. a Yang et al. vysvětlili lékařské snímky získané v různých pásmech elektromagnetického spektra. Široká škála snímačů používaných k pořizování snímků a fyzikální zákonitosti způsobují, že každá modalita je vhodná pro určitý účel.

Při MRI se snímky vytvářejí pomocí magnetického pole, které je přibližně 10 000krát silnější než magnetické pole Země (Armstrong , Stark a Steen ). MRI vytváří detailnější snímky než jiné techniky, například CT nebo ultrazvuk. MRI také poskytuje mapy anatomických struktur s vysokým kontrastem měkkých tkání. V podstatě jde o měření magnetické rezonance jader vodíku (1H) ve vodě a lipidech pomocí skeneru MRI. Vzhledem k tomu, že hodnoty signálu jsou 12bitově kódovány, může jeden pixel reprezentovat 4096 odstínů . Skenery MRI vyžadují magnetické pole a je k dispozici při 1,5 nebo 3 T. Ve srovnání se zemským magnetickým polem (~50 μT) je magnetické pole skeneru MRI 3 T přibližně 60 000krát větší než zemské pole. Pacient je umístěn v silném magnetickém poli, což způsobí, že se protony v molekulách vody v těle vyrovnají buď v paralelní, nebo antiparalelní orientaci s magnetickým polem. Je zaveden radiofrekvenční puls, který způsobí, že se rotující protony vychýlí z tohoto zarovnání. Když je pulz zastaven, protony se znovu vyrovnají a vysílají radiofrekvenční energetický signál, který je lokalizován magnetickým polem a je prostorově proměnlivý a rychle se zapíná a vypíná. Rádiová anténa uvnitř skeneru detekuje signál a vytváří obraz. Pojmy používané v magnetické rezonanci jsou uvedeny v tabulce 1 .

Zobrazovací techniky založené na MRI se používají k charakterizaci mozkových nádorů podle jejich anatomie a fyziologie. Klinické lékaře zajímá zejména určení umístění nádoru, jeho rozsahu, množství nekrózy, cévního zásobení a souvisejícího edému. Existují různé zobrazovací techniky, které jsou užitečné pro poskytnutí relevantní diferenciální diagnózy. Různé techniky, které se dnes používají k zobrazování mozkových nádorů, jsou kontrastní látky, potlačení tuku, MR angiografie, funkční MR, difuzně vážené zobrazení (DWI), MR spektroskopie a rychlé fluidní zeslabené inverzní zotavení (FLAIR). V klinickém prostředí se používají různé zobrazovací metody podle typu nádoru a diagnostických požadavků. Metody používané v diagnostické práci jsou podrobně popsány .

Technika kontrastních látek poskytuje vynikající kontrast měkkých tkání. Někdy je třeba podat exogenní kontrast obvykle intravenózní injekcí některé paramagnetické látky, nejčastěji Gd-DTPA. Účinek této látky spočívá ve zkrácení relaxačního času lokálních spinů, což způsobí snížení signálu na T2 vážených obrazech a zvýšení na T1 vážených obrazech. Obraz MRI mozku před a po zvýšení kontrastu je zobrazen na obrázku 1 .

Zvýšená vaskularita nádorů způsobuje přednostní vychytávání kontrastní látky a lze ji využít k lepšímu pozorování nádorů od okolní normální tkáně. Pokud se snímky MRI po injekci kontrastu pořizují opakovaně, lze zkoumat dynamickou povahu vychytávání kontrastu, což může zlepšit rozlišení benigního a maligního onemocnění.

MRI angiografie je jednou z oblastí největšího růstu MRI. Za normálních okolností mohou průtokové efekty způsobovat nežádoucí artefakty. V MRA se však tyto jevy s výhodou využívají a umožňují neinvazivní zobrazení cévního stromu. Techniky lze obecně rozdělit na metody „bílé“ nebo „černé“ krve podle toho, zda se pohybující se spiny jeví světlejší nebo tmavší než nehybná tkáň. Při vysokorychlostní ztrátě signálu krev, která se pohybovala mezi pulzy 90° a 180°, nevytváří signál a jeví se tmavá. Pokud se použije krátký TR, spiny v zobrazovacím řezu se rychle nasytí a „čerstvé“ spiny proudící do tohoto řezu mají k dispozici plnou magnetizaci, aby mohly emitovat vysoký signál. Tato technika funguje nejlépe nad tenkými řezy, když je tok krve kolmý na zobrazovací rovinu. Ačkoli jsou současné klinické látky extracelulární, rychle se distribuují do dalšího cévního prostoru a přesné načasování zobrazovací sekvence po injekci kontrastu může poskytnout vynikající výsledky. Dobré načasování arteriálního bolusu se středem akvizice k-prostoru je zásadní pro zamezení artefaktů. Toho lze dosáhnout použitím malého „testovacího bolusu“ nebo sledováním toku kontrastu pomocí rychlých 2D snímků před zahájením skutečné zobrazovací sekvence. Angiografie poskytovaná zobrazením MRI je znázorněna na obrázku 2 .

Funkční MRI je technika pro vyšetření aktivace mozku, která je na rozdíl od PET neinvazivní s relativně vysokým prostorovým rozlišením. Nejběžnější metoda využívá techniku zvanou kontrast v závislosti na hladině kyslíku v krvi. Jedná se o příklad endogenního kontrastu, který využívá přirozené rozdíly v signálu obsahu kyslíku v krvi. V normálním klidovém stavu vysoká koncentrace deoxyhemoglobinu zeslabuje signál MRI díky své paramagnetické povaze. Neuronální aktivita však v reakci na nějaký úkol nebo podnět vytváří lokální požadavek na přísun kyslíku, což zvyšuje podíl oxyhemoglobinu a způsobuje zvýšení signálu na T2 nebo T2* vážených obrazech. V typickém experimentu je pacient podroben sérii klidových a úkolových intervalů, během nichž jsou opakovaně pořizovány snímky MRI. Změny signálu v průběhu času se pak zkoumají pixel po pixelu, aby se ověřilo, jak dobře korelují se známým vzorem podnětu. Pixely, které vykazují statisticky významnou korelaci, se barevně zvýrazní a překryjí se na obraz MRI ve stupních šedi, čímž se vytvoří aktivační mapa mozku. Místo a rozsah aktivace jsou spojeny s typem podnětu. Jednoduchý úkol týkající se pohybu palce a prstu tak vyvolá aktivaci v primární motorické kůře. Funkční studie a aktivační mapa MRI je zobrazena na obrázku 3 .

Difuzně vážené zobrazení je technika MRI, při níž je kontrast v obraze založen na pohybu molekul vody. Difuzí se rozumí náhodný pohyb molekul podél koncentračního gradientu. Difuzně vážená MRI je dalším příkladem endogenního kontrastu, který využívá pohybu spinů k vyvolání změn signálu. Nejběžnější metoda využívá Stejskalovo-Tannerovo bipolární gradientové schéma. V daném intervalu se aplikují gradienty se stejnou amplitudou, ale opačnou polaritou. Stacionární tkáň je rovnoměrně odfázována a přefázována, zatímco spiny, které se během intervalu pohybovaly, trpí čistým odfázováním a ztrátou signálu. Použitím gradientů s dostatečně vysokou amplitudou je sekvence citlivá na pohyb na mikroskopické úrovni. Útlum signálu závisí na stupni difúze, síle a načasování gradientů. Pořízením snímků s různými hodnotami faktoru b lze vypočítat hodnotu zdánlivého difuzního koeficientu. Experiment se provádí s použitím difuzních gradientů v libovolném směru. Aby se však získal úplný trojrozměrný popis difúze, vypočítá se tenzor na základě nového gradientového obrazu a kombinací dvojic gradientů. Tím je možné rozeznat anizotropii způsobenou preferenční difuzí podél struktur nebo vláken. Dráhy bílé hmoty v normálním obraze MRI mozku jsou zobrazeny na obrázku 4 .

Spektroskopie MRI je technika pro zobrazení metabolických informací z obrazu. Spoléhá na vrozené rozdíly v rezonanční frekvenci. Měří se signál MRI a zobrazuje se spektrum. Pomocí standardní reference se určí chemické druhy jednotlivých píků. Pro protonový signál MRI je referenční sloučeninou tetramethylsilan. Všechny chemické posuny jsou vyjádřeny jako rozdíly frekvencí od této sloučeniny, což dává měřítka nezávislá na poli. V tomto standardu má voda charakteristickou hodnotu píku 4,7 ppm. Většina metod používá k excitaci zájmového objemu, který se nazývá voxel, průsečík tří VF pulzů se selekcí řezů.

Více voxelů lze získat pomocí fázového kódování v každém z požadovaných rozměrů. Tato technika, nazývaná zobrazování chemického posunu, je užitečná při izolaci jednotlivých píků a zobrazení integrované oblasti jako barevné škály pro vytvoření metabolické mapy. Spektrum získané z normální zdravé mozkové tkáně zobrazuje charakteristický signál píku definovaného jako NAA; poskytuje obrazy s vynikajícím kontrastem měkkých tkání. Pokud je spektrum pořízeno z mírně zvětšené, ale jinak normálně vypadající části dřeně, nevykazuje žádné zesílení gadoliniem. V tomto případě chybí pík NAA (N-acetyl-aspartátu), což ukazuje na ztrátu životaschopné tkáně, a pík cholinu je zvýšený, což ukazuje na vysokou buněčnou proliferaci v nádorech. Jednovoxelová protonová MRI mozku v normální a maligní tkáni je zobrazena na obrázku 5 .

Obrazy MRI jsou závislé na absorpci rádiových vln jádry vodíku, 1H, který má vlastní jaderný spin v dostatečném množství, aby umožnil vytvoření užitečného obrazu lidského těla. Mnoho protonů v lidském těle se nachází v jádrech vody. Vytváření obrazů magnetické rezonance je výsledkem důmyslné interakce mezi elektronickými součástmi, radiofrekvenčními generátory, cívkami a gradientem, které komunikují s počítačem pro komunikaci mezi jednotlivými elektronickými součástmi. Magnet, gradientní cívky a radiofrekvenční cívky přítomné ve skeneru MRI jsou základními součástmi, které pomáhají vytvářet obraz. Schéma skeneru MRI a základní části skeneru MRI jsou zobrazeny na obrázku 6 .

Magnet slouží k vytvoření „vnějšího“ magnetického pole, ve kterém je umístěn pacient nebo předmět. Při zobrazování pomocí MR lze použít tři typy magnetů: permanentní, odporové a supravodivé. V nejnovějších magnetických rezonancích se nejčastěji používají supravodivé magnety. Supravodivé magnety s intenzitou pole v rozsahu 1,5-3,0 T nabízejí dobrý kontrast obrazu díky výměně energie mezi protony a jejich okolím.

Proton vodíku je primárním jádrem používaným pro MRI, protože vytváří nejsilnější signál. Proton v nepřítomnosti vnějšího magnetického pole může být orientován podél libovolného směru. V nepřítomnosti vnějšího magnetického pole bude čistý vektor magnetizace nulový. Při umístění do silného vnějšího magnetického pole se magnetické momenty protonu orientují podél magnetických indukčních čar. Magnetické momenty protonů se orientují podél směru skutečného magnetického pole B0. Rovnovážná hodnota velikosti magnetizace protonu M0 v přítomnosti magnetického pole je dána rovnicí (1).

kde B0 je statické magnetické pole, N je počet spinů protonů na jednotku objemu, γ je gyromagnetický poměr, konstanta jedinečná pro každé jádro, h je Planckova konstanta, I je spin protonu, Ts je absolutní teplota vzorku v Kelvinech a k je Boltzmannova konstanta.

Magnetizace M0 je tedy úměrná vnějšímu magnetickému poli B0. Magnetické momenty vykazují vlastnost zpracování kolem pole B0. Larmorova frekvence v magnetické rezonanci označuje rychlost precese spinu pod vlivem magnetického momentu protonu kolem vnějšího magnetického pole. Precese Larmorovy frekvence fLje dána rovnicí (2).

Pro proton se γ2πrovná 42,58 MHz/Tesla. Larmorova frekvence bude v oblasti rádiových frekvencí (40-50 MHz).

Pro získání signálu MRI se aplikují radiofrekvenční (RF) impulsy o Larmorově frekvenci fL kolmo na hlavní magnetické pole B0, které vyruší magnetické momenty protonů z jejich rovnovážné polohy. Protony jsou vyrovnány podél statického magnetického pole. Toto vyrovnání je narušeno VF impulzem o 90° a celkový posun je úměrný energii VF impulzu a také Larmorově frekvenci. Pokud je energie VF impulzu dostatečná k vychýlení vektoru magnetizace (M) o 90°, pak je vychýlen do příčné roviny. Vektor magnetizace pokračuje v procesu otáčení kolem B0 v příčné rovině. Časově proměnná magnetizace vyvolává změny toku, které jsou detekovány v RF cívce. Relaxační konstanty jsou důležitými parametry magnetické rezonance. Data z řezů MRI se generují pomocí zdroje rentgenového záření, který rotuje kolem objektu. Prvními senzory byly scintilační detektory s fotonásobiči buzenými krystaly jodidu cesného. Jodid cesný byl v 80. letech 20. století nahrazen iontovými komorami obsahujícími vysokotlaký plyn xenon . Tyto systémy byly zase nahrazeny scintilačními systémy založenými na fotodiodách namísto fotonásobičů. Postupně se pořizuje mnoho datových skenů, jak objekt postupně prochází portálem. Typický systém MRI se schématem zařízení MRI se skládá hlavně z pěti částí: hlavního magnetu, gradientních systémů, RF systému, počítačových systémů a dalších pomocných zařízení, jak je znázorněno na obrázku 7 .

Výběr směru pro řezy MRI a protokol skenování MRI u pacientů s nádorem mozku jsou uvedeny na obrázku 8 a v tabulce 2 .

Ve skeneru magnetické rezonance se úsek řezu kolmý na osu z nazývá axiální rovina. Rovina, která rozděluje mozek na levou a pravou část, se nazývá sagitální nebo střední rovina. Svislá rovina, která dělí mozek na zadní a přední část, se nazývá koronální nebo frontální rovina. Obraz MRI mozku v různých rovinách je zobrazen na obrázku 9 .

Zobrazení pixelů MRI hlavně za účelem zvýšení kontrastu mezi patologií a zdravou tkání mohou být použity zesilující látky, jako je gadolinium (Gd) (Kim et al. 2013). Gd má velký magnetický moment, který vyvolává fluktuace v lokálním magnetickém poli v blízkosti Larmorovy frekvence. Snímky MRI jsou mřížky pixelů o 512 řádcích a 512 sloupcích. Každý pixel obrazu MRI odpovídá voxelu, prvku objemu, jehož hodnota představuje tkáň a signál MRI. Objem voxelu závisí na parametrech snímání MRI, jako je tloušťka řezu a rozteč pixelů. Obrazy MRI se obvykle dodávají ve formátu DICOM. Kromě obrazu mozku obsahují soubory DICOM informace o snímku a pacientovi. Obvykle se při skenování MRI pořizuje více než jeden řez, což vede k obrazové sekvenci s rozestupy mezi řezy 5,5 mm . Sekvence MRI pro 256 řezů je zobrazena na obrázku 10 s rozestupem 5,5 mm mezi řezy.

V této práci je segmentační algoritmus aplikován na snímky MRI mozku s nádory. Pro pochopení klinicky důležitých charakteristik nádorových tkání je v další části uvažována anatomie mozku.

.