Segmentation avancée de tumeurs cérébrales à partir d’images IRM

1.2. Imagerie par résonance magnétique (IRM)

L’IRM est un outil de diagnostic utilisé pour analyser et étudier l’anatomie humaine. Huang , Zhan et al , et Yang et al ont expliqué les images médicales acquises dans diverses bandes du spectre électromagnétique. La grande variété de capteurs utilisés pour l’acquisition d’images et la physique qui les sous-tend, font que chaque modalité convient à un objectif spécifique.

En IRM, les images sont produites à l’aide d’un champ magnétique, qui est environ 10 000 fois plus fort que le champ magnétique terrestre (Armstrong , Stark , et Steen ). L’IRM produit des images plus détaillées que d’autres techniques, comme le scanner ou les ultrasons. L’IRM fournit également des cartes des structures anatomiques avec un contraste élevé des tissus mous. Fondamentalement, la résonance magnétique des noyaux d’hydrogène (1H) dans l’eau et les lipides est mesurée par un scanner IRM. Les valeurs du signal étant codées sur 12 bits, 4096 nuances peuvent être représentées par un pixel . Les scanners IRM nécessitent un champ magnétique et celui-ci est disponible à 1,5 ou 3 T. Par rapport au champ magnétique terrestre (~50 μT), le champ magnétique d’un scanner IRM 3 T est environ 60 000 fois supérieur au champ terrestre. Le patient est placé dans un champ magnétique puissant, ce qui amène les protons des molécules d’eau du corps à s’aligner dans une orientation parallèle ou antiparallèle au champ magnétique. Une impulsion de radiofréquence est introduite, provoquant le déplacement des protons en rotation hors de l’alignement. Lorsque l’impulsion est arrêtée, les protons se réalignent et émettent un signal d’énergie radiofréquence qui est localisé par les champs magnétiques et qui varie dans l’espace et s’active et se désactive rapidement. Une antenne radio à l’intérieur du scanner détecte le signal et crée l’image. Les termes utilisés en IRM sont présentés dans le tableau 1 .

Les techniques d’imagerie basées sur la RMN sont utilisées pour caractériser les tumeurs cérébrales selon leur anatomie et leur physiologie. Les cliniciens, en particulier, sont intéressés à déterminer l’emplacement de la tumeur, son étendue, la quantité de nécrose, l’approvisionnement vasculaire et l’œdème associé. Il existe différentes techniques d’imagerie qui sont utiles pour établir un diagnostic différentiel pertinent. Les différentes techniques utilisées aujourd’hui pour l’imagerie des tumeurs cérébrales sont les agents de contraste, la suppression de la graisse, l’angiographie par RM, l’IRM fonctionnelle, l’imagerie pondérée par diffusion (DWI), la spectroscopie par RM et l’inversion-récupération rapide atténuée par le fluide (FLAIR). Différentes méthodes d’imagerie sont appliquées dans l’environnement clinique en fonction du type de tumeur et des exigences diagnostiques. Les méthodes utilisées dans le travail de diagnostic sont décrites en détail .

La technique des agents de contraste fournit un excellent contraste des tissus mous. Il est parfois nécessaire d’administrer un contraste exogène habituellement une injection intraveineuse d’un certain agent paramagnétique, le plus souvent le Gd-DTPA. L’effet de cet agent est de raccourcir le temps de relaxation des spins locaux, ce qui entraîne une diminution du signal sur les images pondérées en T2 et une augmentation sur les images pondérées en T1. L’image cérébrale IRM avant et après le renforcement du contraste est présentée dans la figure 1 .

La vascularisation accrue des tumeurs produit une absorption préférentielle de l’agent de contraste et elle peut être utilisée pour mieux observer les tumeurs à partir du tissu normal environnant. Si les IRM sont acquises à plusieurs reprises après l’injection de contraste, la nature dynamique de la prise de contraste peut être examinée, ce qui peut améliorer la différenciation des maladies bénignes et malignes.

L’angiographie par RM est l’un des plus grands domaines de croissance de l’IRM. Dans des circonstances normales, les effets de flux peuvent provoquer des artefacts indésirables. Mais, en ARM, ces phénomènes sont utilisés avantageusement pour permettre l’imagerie non invasive de l’arbre vasculaire. Les techniques peuvent être généralement divisées en méthodes de sang « blanc » ou « noir », selon que les spins en mouvement apparaissent plus brillants ou plus sombres que le tissu stationnaire. En cas de perte de signal à haute vitesse, le sang qui s’est déplacé entre les impulsions de 90 et 180° ne produira pas de signal et apparaîtra sombre. Si un TR court est utilisé, les spins de la tranche d’imagerie deviennent rapidement saturés et les spins « frais » qui circulent dans cette tranche disposent de toute leur aimantation pour émettre un signal élevé. Cette technique fonctionne le mieux sur des coupes fines lorsque le flux sanguin est perpendiculaire au plan d’imagerie. Bien que les agents cliniques actuels soient extracellulaires, ils se distribuent rapidement dans l’espace extravasculaire et le timing précis de la séquence d’imagerie suivant l’injection du contraste peut donner d’excellents résultats. Un bon timing du bolus artériel avec le centre de l’acquisition de l’espace k est crucial pour éviter les artefacts. On peut y parvenir en utilisant un petit « bolus de test » ou en surveillant le flux de contraste à l’aide d’images 2D rapides avant de lancer la séquence d’imagerie réelle. L’angiographie fournie par l’imagerie IRM est illustrée à la figure 2.

L’IRM fonctionnelle est une technique d’examen de l’activation cérébrale qui, contrairement à la TEP, est non invasive avec une résolution spatiale relativement élevée. La méthode la plus courante utilise une technique appelée contraste dépendant du niveau d’oxygène dans le sang. Il s’agit d’un exemple de contraste endogène, qui utilise les différences de signal inhérentes au contenu en oxygène du sang. À l’état normal de repos, une concentration élevée de désoxyhémoglobine atténue le signal IRM en raison de sa nature paramagnétique. Cependant, l’activité neuronale, en réponse à une tâche ou un stimulus, crée une demande locale d’oxygène, ce qui augmente la fraction d’oxyhémoglobine et provoque une augmentation du signal sur les images pondérées en T2 ou T2*. Dans une expérience typique, le patient est soumis à une série d’intervalles de repos et de tâches, pendant lesquels des images IRM sont acquises à plusieurs reprises. Les modifications du signal au cours du temps sont ensuite examinées pixel par pixel pour vérifier leur corrélation avec le modèle de stimulus connu. Les pixels qui présentent une corrélation statistiquement significative sont mis en évidence en couleur et superposés à une image IRM en niveaux de gris pour créer une carte d’activation du cerveau. L’emplacement et l’étendue de l’activation sont liés au type de stimulus. Ainsi, une simple tâche de mouvement du pouce et du doigt produira une activation dans le cortex moteur primaire. L’étude fonctionnelle et la carte d’activation de l’IRM sont présentées dans la figure 3 .

L’imagerie pondérée par diffusion est une technique d’IRM, dans laquelle le contraste au sein de l’image est basé sur le mouvement des molécules d’eau. La diffusion fait référence au mouvement aléatoire des molécules le long d’un gradient de concentration. L’IRM pondérée par la diffusion est un autre exemple de contraste endogène, utilisant le mouvement des spins pour produire des changements de signal. La méthode la plus courante utilise le schéma de gradient bipolaire de Stejskal-Tanner. Des gradients d’amplitude égale, mais de polarité opposée, sont appliqués sur un intervalle donné. Le tissu stationnaire est déphasé et rephasé de manière égale, tandis que les spins qui se sont déplacés pendant l’intervalle subissent un déphasage net et une perte de signal. En utilisant des gradients d’amplitude suffisamment élevée, la séquence est rendue sensible au mouvement au niveau microscopique. L’atténuation du signal dépend du degré de diffusion, de la force et du moment des gradients. En acquérant les images avec différentes valeurs du facteur b, une valeur pour le coefficient de diffusion apparent peut être calculée. L’expérience est réalisée en utilisant des gradients de diffusion dans n’importe quelle direction. Cependant, pour obtenir une description tridimensionnelle complète de la diffusion, un tenseur est calculé à partir d’une nouvelle image de gradient et de combinaisons de paires de gradients. Cela permet de discerner l’anisotropie due à une diffusion préférentielle le long des structures ou des fibres. Les tracés de la matière blanche dans une image cérébrale IRM normale sont représentés sur la figure 4.

La spectroscopie IRM est une technique permettant d’afficher les informations métaboliques d’une image. Elle s’appuie sur les différences inhérentes à la fréquence de résonance. Le signal IRM est mesuré et un spectre est affiché. En utilisant une référence standard, les espèces chimiques de chaque pic sont déterminées. Pour le signal IRM proton, le composé de référence est le tétraméthylsilane. Tous les déplacements chimiques sont exprimés en tant que différences de fréquence par rapport à ce composé, ce qui donne une échelle indépendante du champ en parties par million. Dans cette norme, l’eau a une valeur de pic caractéristique de 4,7 ppm. La plupart des méthodes utilisent l’intersection de trois impulsions RF à sélection de tranche pour exciter un volume d’intérêt appelé voxel.

Les multiples voxels peuvent être acquis en utilisant un codage de phase dans chacune des dimensions souhaitées. Cette technique, appelée imagerie par déplacement chimique, est utile pour isoler les pics individuels et afficher la zone intégrée sous forme d’une échelle de couleurs pour produire une carte métabolique. Le spectre acquis à partir d’un tissu cérébral normal et sain affiche le pic de signal caractéristique défini comme NAA ; il fournit des images avec un excellent contraste des tissus mous. Si un spectre est obtenu à partir d’une partie de la moelle légèrement élargie, mais d’apparence normale, il ne présente aucun rehaussement avec le gadolinium. Dans ce cas, le pic de NAA (N-acétyl-aspartate) est absent, ce qui indique la perte de tissu viable, et le pic de choline est élevé, ce qui indique la forte prolifération cellulaire des tumeurs. L’IRM protonique à voxel unique du cerveau dans les tissus normaux et malins est présentée dans la figure 5 .

Les images IRM dépendent de l’absorption des ondes radio par les noyaux d’hydrogène, 1H qui a un spin nucléaire intrinsèque en quantité suffisante pour permettre la production d’une image utile du corps humain. La plupart des protons du corps humain se trouvent dans les noyaux d’eau. La production d’images IRM est le résultat de l’interaction sophistiquée entre les composants électroniques, les générateurs de radiofréquences, les bobines et le gradient qui s’interfacent avec un ordinateur pour la communication entre les différents composants électroniques. L’aimant, les bobines de gradient et les bobines de radiofréquence présents dans l’appareil d’IRM sont les éléments de base qui permettent de former une image. Le schéma de l’appareil d’IRM et les pièces de base de l’appareil d’IRM sont présentés dans la figure 6 .

L’aimant est utilisé pour former le champ magnétique « externe » dans lequel le patient ou l’objet est placé. Trois types d’aimants peuvent être utilisés en imagerie par résonance magnétique : permanents, résistifs et supraconducteurs. Les aimants supraconducteurs sont les plus couramment utilisés dans les scanners IRM récents. Les aimants supraconducteurs dont l’intensité de champ est comprise entre 1,5 et 3,0 T offrent un bon contraste d’image grâce à l’échange d’énergie entre les protons et leur environnement.

Le proton de l’hydrogène est le noyau primaire utilisé pour l’IRM car il produit le signal le plus fort. En l’absence d’un champ magnétique externe, le proton peut être orienté dans n’importe quelle direction. En l’absence de champ magnétique externe, le vecteur aimantation nette sera nul. Lorsqu’il est placé dans un champ magnétique externe puissant, les moments magnétiques du proton s’orientent le long des lignes de flux magnétique. Les moments magnétiques des protons s’alignent le long de la direction du champ magnétique réel B0. La valeur d’équilibre de l’amplitude de l’aimantation du proton M0 en présence d’un champ magnétique est donnée par l’Eq (1).

où B0 est le champ magnétique statique, N est le nombre de spins de protons par unité de volume, γ est le rapport magnétique gyroscopique, une constante unique pour chaque noyau, h est la constante de Planck, I est le spin du proton, Ts est la température absolue de l’échantillon en Kelvin, et k est la constante de Boltzmann.

Donc, l’aimantation M0 est proportionnelle au champ magnétique externe B0. Les moments magnétiques présentent la propriété de se transformer autour du champ B0. La fréquence de Larmor en IRM fait référence au taux de précession du spin sous l’influence du moment magnétique du proton autour du champ magnétique externe. La précession de la fréquence de Larmor fLest donnée dans l’Eq (2).

Pour le proton, γ2πest égal à 42,58 MHz/Tesla. La fréquence de Larmor sera dans la région des radiofréquences (40-50 MHz).

Pour obtenir un signal IRM, les impulsions de radiofréquence (RF) sont appliquées à la fréquence de Larmor fL perpendiculairement au champ magnétique principal B0 perturbant les moments magnétiques des protons de leur position d’équilibre. Les protons sont alignés le long du champ magnétique statique. Cet alignement est perturbé par une impulsion RF de 90° et le déplacement total est proportionnel à l’énergie de l’impulsion RF et aussi à la fréquence de Larmor. Si l’énergie de l’impulsion RF est suffisante pour faire basculer le vecteur de magnétisation (M) de 90°, alors il bascule dans le plan transversal. Le vecteur de magnétisation poursuit son processus de rotation autour de B0 dans le plan transversal. L’aimantation variable dans le temps induit des changements de flux, qui sont détectés dans la bobine RF. Les constantes de relaxation sont les paramètres importants de l’IRM. Les données des coupes IRM sont générées à l’aide d’une source de rayons X qui tourne autour de l’objet. Les premiers détecteurs étaient des détecteurs à scintillation, avec des tubes photomultiplicateurs excités par des cristaux d’iodure de césium. L’iodure de césium a été remplacé dans les années 1980 par des chambres d’ionisation contenant du gaz xénon à haute pression . Ces systèmes ont été, à leur tour, remplacés par des systèmes à scintillation basés sur les photodiodes, au lieu des photomultiplicateurs. De nombreux balayages de données sont effectués progressivement, au fur et à mesure que l’objet passe dans le portique. Le système d’IRM typique avec le schéma de l’équipement d’IRM se compose principalement de cinq parties : l’aimant principal, les systèmes de gradient, le système RF, les systèmes informatiques et d’autres équipements auxiliaires, comme le montre la figure 7 .

La sélection de la direction des tranches d’IRM et le protocole de balayage d’IRM pour les patients atteints de tumeurs cérébrales sont présentés à la figure 8 et au tableau 2.

Dans le scanner IRM, une section de la coupe perpendiculaire à l’axe z est appelée plan axial. Le plan qui divise le cerveau en parties gauche et droite est appelé plan sagittal ou médian. Le plan vertical qui divise le cerveau en parties postérieure et antérieure est appelé plan coronal ou frontal. L’image du cerveau par IRM dans différents plans est présentée dans la figure 9 .

Représentation des pixels IRM principalement afin d’augmenter le contraste entre la pathologie et le tissu sain, des agents de rehaussement tels que le gadolinium (Gd) peuvent être utilisés (Kim et al. 2013). Le Gd possède un moment magnétique important, qui déclenche des fluctuations du champ magnétique local à proximité de la fréquence de Larmor. Les images IRM sont des grilles de pixels de 512 lignes et 512 colonnes. Chaque pixel d’une image IRM correspond à un voxel, un élément de volume, dont la valeur représente le tissu et le signal IRM. Le volume d’un voxel dépend des paramètres de l’IRM, comme l’épaisseur de la tranche et l’espacement des pixels. Les images IRM sont généralement fournies au format DICOM. Outre l’image du cerveau, les fichiers DICOM contiennent des informations sur l’examen et le patient. Normalement, une IRM acquiert plus d’une coupe, ce qui conduit à une séquence d’images avec un espacement de 5,5 mm entre les coupes. La séquence de l’IRM pour 256 tranches est présentée dans la figure 10 avec un espacement de 5,5 mm entre les tranches.

Dans cette thèse, l’algorithme de segmentation est appliqué aux images IRM du cerveau avec des tumeurs. Afin de comprendre les caractéristiques cliniquement importantes des tissus tumoraux, l’anatomie du cerveau est prise en compte dans la section suivante.

.