Fortgeschrittene Hirntumor-Segmentierung aus MRI-Bildern

1.2. Magnetresonanztomographie (MRT)

Die MRT ist ein Diagnoseinstrument, das zur Analyse und Untersuchung der menschlichen Anatomie eingesetzt wird. Huang, Zhan et al. und Yang et al. erläutern die medizinischen Bilder, die in verschiedenen Bändern des elektromagnetischen Spektrums aufgenommen werden. Die große Vielfalt der für die Bilderfassung verwendeten Sensoren und die dahinter stehende Physik machen jede Modalität für einen bestimmten Zweck geeignet.

Bei der MRT werden die Bilder mit Hilfe eines Magnetfeldes erzeugt, das etwa 10.000 Mal stärker ist als das Magnetfeld der Erde (Armstrong, Stark und Steen). Die MRT liefert detailliertere Bilder als andere Techniken, wie z. B. CT oder Ultraschall. Die MRT liefert auch Karten von anatomischen Strukturen mit hohem Weichteilkontrast. Grundsätzlich wird die magnetische Resonanz von Wasserstoffkernen (1H) in Wasser und Lipiden mit einem MRT-Scanner gemessen. Da die Signalwerte mit 12 Bit kodiert sind, können 4096 Farbtöne durch ein Pixel dargestellt werden. Die MRT-Scanner benötigen ein Magnetfeld, das bei 1,5 oder 3 T zur Verfügung steht. Im Vergleich zum Erdmagnetfeld (~50 μT) ist das Magnetfeld eines 3-T-MRT-Scanners etwa 60.000 Mal so stark wie das Erdfeld. Der Patient wird in ein starkes Magnetfeld gebracht, das die Protonen in den Wassermolekülen des Körpers veranlasst, sich entweder parallel oder antiparallel zum Magnetfeld auszurichten. Es wird ein Hochfrequenzimpuls eingeleitet, der bewirkt, dass die sich drehenden Protonen aus der Ausrichtung geraten. Wenn der Impuls gestoppt wird, richten sich die Protonen wieder aus und senden ein Hochfrequenz-Energiesignal aus, das durch die Magnetfelder lokalisiert und räumlich variiert und schnell ein- und ausgeschaltet wird. Eine Funkantenne im Scanner erfasst das Signal und erzeugt das Bild. Die im MRT verwendeten Begriffe sind in Tabelle 1 aufgeführt.

MR-basierte Bildgebungsverfahren werden verwendet, um den Hirntumor entsprechend seiner Anatomie und Physiologie zu charakterisieren. Kliniker sind vor allem daran interessiert, die Lage des Tumors, seine Ausdehnung, das Ausmaß der Nekrose, die Gefäßversorgung und die damit verbundenen Ödeme zu bestimmen. Es gibt verschiedene bildgebende Verfahren, die für eine relevante Differenzialdiagnose nützlich sind. Die verschiedenen Techniken, die heute für die Bildgebung von Hirntumoren eingesetzt werden, sind Kontrastmittel, Fettsuppression, MR-Angiographie, funktionelle MRT, diffusionsgewichtete Bildgebung (DWI), MR-Spektroskopie und schnelle flüssigkeitsabgeschwächte Inversionswiederherstellung (FLAIR). Im klinischen Umfeld werden je nach Tumorart und diagnostischen Anforderungen unterschiedliche Bildgebungsverfahren eingesetzt. Die in der Diagnostik verwendeten Methoden werden im Detail beschrieben.

Die Kontrastmitteltechnik liefert einen hervorragenden Weichteilkontrast. Manchmal ist es notwendig, ein exogenes Kontrastmittel zu verabreichen, in der Regel eine intravenöse Injektion eines paramagnetischen Mittels, am häufigsten Gd-DTPA. Dieses Mittel verkürzt die Relaxationszeit der lokalen Spins, was zu einer Abnahme des Signals auf T2-gewichteten Bildern und zu einer Zunahme auf T1-gewichteten Bildern führt. Das MRT-Gehirnbild vor und nach der Kontrastverstärkung ist in Abbildung 1 dargestellt.

Die erhöhte Vaskularität von Tumoren führt zu einer bevorzugten Aufnahme von Kontrastmitteln und kann dazu genutzt werden, die Tumoren besser vom umgebenden Normalgewebe zu unterscheiden. Wenn nach der Kontrastmittelinjektion wiederholt MRT-Scans durchgeführt werden, kann die Dynamik der Kontrastmittelaufnahme untersucht werden, was die Unterscheidung zwischen gutartigen und bösartigen Erkrankungen verbessern kann.

Die MR-Angiographie ist einer der größten Wachstumsbereiche der MRT. Unter normalen Umständen können die Strömungseffekte unerwünschte Artefakte verursachen. In der MRA werden diese Phänomene jedoch vorteilhaft genutzt, um die nicht-invasive Darstellung des Gefäßbaums zu ermöglichen. Die Techniken lassen sich allgemein in „weißes“ oder „schwarzes“ Blut unterteilen, je nachdem, ob die sich bewegenden Spins heller oder dunkler erscheinen als das stationäre Gewebe. Bei Hochgeschwindigkeits-Signalverlusten erzeugt das Blut, das sich zwischen 90- und 180°-Pulsen bewegt hat, kein Signal und erscheint dunkel. Wenn ein kurzer TR verwendet wird, werden die Spins in der bildgebenden Schicht schnell gesättigt, und „frische“ Spins, die in diese Schicht fließen, haben ihre volle Magnetisierung zur Verfügung, um ein hohes Signal zu erzeugen. Diese Technik funktioniert am besten bei dünnen Schnitten, wenn der Blutfluss senkrecht zur Bildgebungsebene verläuft. Obwohl die aktuellen klinischen Mittel extrazellulär sind, verteilen sie sich schnell in den extravaskulären Raum, und das genaue Timing der Bildgebungssequenz nach der Kontrastmittelinjektion kann hervorragende Ergebnisse liefern. Ein gutes Timing des arteriellen Bolus mit der Mitte der k-Raum-Aufnahme ist entscheidend, um Artefakte zu vermeiden. Dies kann durch die Verwendung eines kleinen „Testbolus“ oder durch die Überwachung des Kontrastmittelflusses mit schnellen 2D-Bildern erreicht werden, bevor die eigentliche Bildgebungssequenz eingeleitet wird. Die durch die MRT-Bildgebung ermöglichte Angiografie ist in Abbildung 2 dargestellt.

Die funktionelle MRT ist eine Technik zur Untersuchung der Hirnaktivierung, die im Gegensatz zur PET nicht-invasiv ist und eine relativ hohe räumliche Auflösung aufweist. Die gebräuchlichste Methode ist der so genannte blutsauerstoffspiegelabhängige Kontrast. Hierbei handelt es sich um ein Beispiel für endogenen Kontrast, bei dem die inhärenten Signalunterschiede im Sauerstoffgehalt des Blutes genutzt werden. Im normalen Ruhezustand schwächt eine hohe Konzentration von Desoxyhämoglobin das MRT-Signal aufgrund seiner paramagnetischen Eigenschaften ab. Die neuronale Aktivität als Reaktion auf eine Aufgabe oder einen Reiz erzeugt jedoch einen lokalen Bedarf an Sauerstoff, wodurch sich der Anteil an Oxyhämoglobin erhöht, was zu einer Signalverstärkung auf T2- oder T2*-gewichteten Bildern führt. In einem typischen Experiment wird der Patient einer Reihe von Ruhe- und Aufgabenintervallen unterzogen, während derer wiederholt MRT-Bilder aufgenommen werden. Die Signalveränderungen im Laufe der Zeit werden dann Pixel für Pixel untersucht, um zu prüfen, wie gut sie mit dem bekannten Stimulusmuster korrelieren. Die Pixel, die eine statistisch signifikante Korrelation aufweisen, werden farblich hervorgehoben und auf einem Graustufen-MRT-Bild überlagert, um eine Aktivierungskarte des Gehirns zu erstellen. Ort und Ausmaß der Aktivierung sind mit der Art des Stimulus verknüpft. So führt eine einfache Daumen-Finger-Bewegung zu einer Aktivierung im primären motorischen Kortex. Die funktionelle Studie und die Aktivierungskarte der MRT sind in Abbildung 3 dargestellt.

Die diffusionsgewichtete Bildgebung ist eine MRT-Technik, bei der der Kontrast innerhalb des Bildes auf der Bewegung der Wassermoleküle beruht. Die Diffusion bezieht sich auf die zufällige Bewegung der Moleküle entlang eines Konzentrationsgradienten. Die diffusionsgewichtete MRT ist ein weiteres Beispiel für endogenen Kontrast, bei dem die Bewegung von Spins zur Erzeugung von Signalveränderungen genutzt wird. Die gebräuchlichste Methode verwendet das bipolare Stejskal-Tanner-Gradientenschema. Die Gradienten mit gleicher Amplitude, aber entgegengesetzter Polarität, werden über ein bestimmtes Intervall angelegt. Das stationäre Gewebe wird gleichermaßen dephasiert und rephasiert, während die Spins, die sich während des Intervalls bewegt haben, eine Netto-Dephasierung und einen Signalverlust erleiden. Durch die Verwendung von Gradienten mit ausreichend hoher Amplitude wird die Sequenz empfindlich für die Bewegung auf mikroskopischer Ebene. Die Signalabschwächung hängt vom Grad der Diffusion, der Stärke und dem Zeitpunkt der Gradienten ab. Durch die Aufnahme von Bildern mit unterschiedlichen Werten des Faktors b kann ein Wert für den scheinbaren Diffusionskoeffizienten berechnet werden. Das Experiment wird mit Diffusionsgradienten in beliebiger Richtung durchgeführt. Um jedoch eine vollständige dreidimensionale Beschreibung der Diffusion zu erhalten, wird ein Tensor auf der Grundlage eines neuen Gradientenbildes und Kombinationen von Gradientenpaaren berechnet. Auf diese Weise kann die Anisotropie aufgrund der bevorzugten Diffusion entlang der Strukturen oder Fasern erkannt werden. Die Bahnen der weißen Substanz in einem normalen MRT-Gehirnbild sind in Abbildung 4 dargestellt.

Die MRT-Spektroskopie ist eine Technik zur Darstellung von Stoffwechselinformationen in einem Bild. Sie stützt sich auf die inhärenten Unterschiede in der Resonanzfrequenz. Das MRI-Signal wird gemessen und ein Spektrum angezeigt. Anhand einer Standardreferenz werden die chemischen Spezies der einzelnen Peaks bestimmt. Für das Protonen-MRI-Signal ist die Referenzverbindung Tetramethylsilan. Alle chemischen Verschiebungen werden als Frequenzdifferenzen zu dieser Verbindung ausgedrückt, was eine feldunabhängige Skala von Teilen pro Million ergibt. In dieser Norm hat das Wasser einen charakteristischen Peakwert von 4,7 ppm. Die meisten Verfahren verwenden die Kreuzung von drei scheibenweise ausgewählten HF-Impulsen, um ein Volumen von Interesse, ein so genanntes Voxel, anzuregen.

Die mehreren Voxel können durch Verwendung von Phasencodierung in jeder der gewünschten Dimensionen erfasst werden. Diese Technik, die als Chemical Shift Imaging bezeichnet wird, ist nützlich, um einzelne Peaks zu isolieren und die integrierte Fläche als Farbskala darzustellen, um eine Stoffwechselkarte zu erstellen. Das Spektrum, das von normalem, gesundem Hirngewebe aufgenommen wird, zeigt das charakteristische Peak-Signal, das als NAA definiert ist; es liefert Bilder mit hervorragendem Weichteilkontrast. Wird ein Spektrum von einem leicht vergrößerten, aber ansonsten normal aussehenden Teil der Medulla aufgenommen, zeigt es keine Anreicherung mit Gadolinium. In diesem Fall ist der NAA-Peak (N-Acetyl-Aspartat) nicht vorhanden, was auf den Verlust von lebensfähigem Gewebe hinweist, und der Cholin-Peak ist erhöht, was auf die starke Zellproliferation in Tumoren hinweist. Die Einzel-Voxel-Protonen-MRT des Gehirns in normalem und bösartigem Gewebe ist in Abbildung 5 dargestellt.

Die MRT-Bilder beruhen auf der Absorption von Radiowellen durch die Wasserstoffkerne, 1H, die einen intrinsischen Kernspin in ausreichender Menge haben, um ein brauchbares Bild des menschlichen Körpers erzeugen zu können. Viele der Protonen im menschlichen Körper befinden sich in den Kernen des Wassers. Die Erzeugung von MRT-Bildern ist das Ergebnis eines ausgeklügelten Zusammenspiels zwischen den elektronischen Komponenten, den Hochfrequenzgeneratoren, den Spulen und dem Gradienten, die mit einem Computer zur Kommunikation zwischen den verschiedenen elektronischen Komponenten verbunden sind. Der Magnet, die Gradientenspulen und die Hochfrequenzspulen im MRT-Scanner sind die grundlegenden Teile, die zur Erzeugung eines Bildes beitragen. Das schematische Diagramm des MRT-Scanners und die grundlegenden Teile des MRT-Scanners sind in Abbildung 6 dargestellt.

Der Magnet wird verwendet, um das „äußere“ Magnetfeld zu bilden, in dem der Patient oder das Objekt platziert wird. In der MR-Bildgebung können drei Arten von Magneten verwendet werden: permanente, resistive und supraleitende. Die supraleitenden Magnete werden in den neueren MRT-Scannern am häufigsten verwendet. Supraleitende Magnete mit einer Feldstärke von 1,5 bis 3,0 T bieten aufgrund des Energieaustauschs zwischen den Protonen und ihrer Umgebung einen guten Bildkontrast.

Das Wasserstoffproton ist der primäre Kern, der für die MRT verwendet wird, da es das stärkste Signal erzeugt. In Abwesenheit eines externen Magnetfeldes kann das Proton in jede beliebige Richtung ausgerichtet sein. In Abwesenheit eines äußeren Magnetfelds ist der Nettomagnetisierungsvektor gleich Null. In einem starken äußeren Magnetfeld richten sich die magnetischen Momente der Protonen entlang der magnetischen Flusslinien aus. Die magnetischen Momente der Protonen richten sich entlang der Richtung des aktuellen Magnetfelds B0 aus. Der Gleichgewichtswert der Größe der Protonenmagnetisierung M0 bei Vorhandensein eines Magnetfeldes ist in Gleichung (1) angegeben.

wobei B0 das statische Magnetfeld ist, N die Anzahl der Protonenspins pro Volumeneinheit ist, γ das kreiselmagnetische Verhältnis ist, eine Konstante, die für jeden Kern einzigartig ist, h die Plancksche Konstante ist, I der Protonenspin ist, Ts die absolute Probentemperatur in Kelvin ist und k die Boltzmannsche Konstante ist.

Die Magnetisierung M0 ist also proportional zum äußeren Magnetfeld B0. Die magnetischen Momente weisen die Eigenschaft auf, sich um das Feld B0 herum zu entwickeln. Die Larmor-Frequenz in der MRT bezieht sich auf die Präzessionsrate des Spins unter dem Einfluss des magnetischen Moments des Protons um das äußere Magnetfeld. Die Präzession der Larmor-Frequenz fL ist in Gleichung (2) angegeben.

Für das Proton ist γ2π gleich 42,58 MHz/Tesla. Die Larmorfrequenz liegt im Radiofrequenzbereich (40-50 MHz).

Um ein MRT-Signal zu erhalten, werden die Hochfrequenzimpulse mit der Larmorfrequenz fL senkrecht zum Hauptmagnetfeld B0 angelegt, wodurch die magnetischen Momente der Protonen aus ihrer Gleichgewichtslage gestört werden. Die Protonen sind entlang des statischen Magnetfeldes ausgerichtet. Diese Ausrichtung wird durch einen 90°-HF-Impuls gestört, und die Gesamtverschiebung ist proportional zur Energie des HF-Impulses und auch zur Larmor-Frequenz. Wenn die Energie des HF-Pulses ausreicht, um den Magnetisierungsvektor (M) um 90° zu kippen, wird er in die Transversalebene gekippt. Der Magnetisierungsvektor dreht sich weiterhin um B0 in der Transversalebene. Die zeitlich veränderliche Magnetisierung induziert Flussänderungen, die in der HF-Spule erfasst werden. Die Relaxationskonstanten sind die wichtigsten Parameter der MRT. Die MRI-Schichtdaten werden mit einer Röntgenquelle erzeugt, die sich um das Objekt dreht. Die ersten Sensoren waren Szintillationsdetektoren mit Fotovervielfacherröhren, die durch Cäsiumjodidkristalle angeregt wurden. Cäsiumjodid wurde in den 1980er Jahren durch Ionenkammern mit Xenon-Hochdruckgas ersetzt. Diese Systeme wurden wiederum durch Szintillationssysteme ersetzt, die auf Fotodioden anstelle von Fotomultipliern basieren. Viele Datenscans werden nach und nach aufgenommen, während das Objekt schrittweise durch die Gantry bewegt wird. Das typische MRT-System mit dem schematischen Diagramm der MRT-Ausrüstung besteht hauptsächlich aus fünf Teilen: dem Hauptmagneten, Gradientensystemen, RF-Systemen, Computersystemen und anderen Hilfsgeräten, wie in Abbildung 7 dargestellt.

Die Richtungsauswahl für MRT-Schichten und das MRT-Scan-Protokoll für Hirntumorpatienten sind in Abbildung 8 und Tabelle 2 dargestellt.

Im MRT-Scanner wird ein Abschnitt der Schicht senkrecht zur z-Achse als axiale Ebene bezeichnet. Die Ebene, die das Gehirn in einen linken und einen rechten Teil unterteilt, wird als Sagittalebene oder Medianebene bezeichnet. Die vertikale Ebene, die das Gehirn in einen hinteren und einen vorderen Teil unterteilt, wird als koronale oder frontale Ebene bezeichnet. Das MRT-Gehirnbild in verschiedenen Ebenen ist in Abbildung 9 dargestellt.

MRT-Pixeldarstellung vor allem, um den Kontrast zwischen pathologischem und gesundem Gewebe zu erhöhen, können Anreicherungsmittel wie Gadolinium (Gd) verwendet werden (Kim et al. 2013). Gd hat ein großes magnetisches Moment, das Fluktuationen im lokalen Magnetfeld nahe der Larmor-Frequenz auslöst. Die MRT-Bilder bestehen aus einem Pixelraster mit 512 Zeilen und 512 Spalten. Jedes Pixel eines MRT-Bildes entspricht einem Voxel, einem Volumenelement, dessen Wert das Gewebe und das MRT-Signal darstellt. Das Volumen eines Voxels hängt von den MRT-Scanparametern wie Schichtdicke und Pixelabstand ab. Die MRT-Bilder werden in der Regel im DICOM-Format geliefert. Neben dem Gehirnbild enthalten die DICOM-Dateien Informationen über den Scan und den Patienten. Normalerweise werden bei einer MRT-Untersuchung mehr als eine Schicht aufgenommen, was zu einer Bildsequenz mit 5,5 mm Abstand zwischen den Schichten führt. Die MRT-Sequenz für 256 Schichten ist in Abbildung 10 mit 5,5 mm Abstand zwischen den Schichten dargestellt.

In dieser Arbeit wird der Segmentierungsalgorithmus auf die MRT-Gehirnbilder mit Tumoren angewendet. Um die klinisch wichtigen Merkmale des Tumorgewebes zu verstehen, wird im nächsten Abschnitt die Anatomie des Gehirns betrachtet.