Az agydaganatok fejlett szegmentálása MRI-képekből

1.2. Mágneses rezonancia képalkotás (MRI)

Az MRI az emberi anatómia elemzésére és tanulmányozására használt diagnosztikai eszköz. Huang , Zhan et al. és Yang et al. ismertette az elektromágneses spektrum különböző sávjaiban felvett orvosi képeket. A képek megszerzéséhez használt érzékelők széles választéka és a mögöttük álló fizika miatt minden egyes modalitás egy adott célra alkalmas.

Az MRI-ben a képek egy olyan mágneses tér segítségével készülnek, amely körülbelül 10 000-szer erősebb, mint a földi mágneses tér (Armstrong , Stark , és Steen ). Az MRI részletesebb képeket készít, mint más technikák, például a CT vagy az ultrahang. Az MRI nagy lágyrészkontrasztú anatómiai struktúrákról is készít térképeket. Alapvetően a vízben és a lipidekben lévő hidrogén (1H) atommagok mágneses rezonanciáját méri az MRI-berendezés. Mivel a jelértékek 12 bites kódolásúak, egy pixel 4096 árnyalatot reprezentálhat . Az MRI-szkennerek mágneses mezőt igényelnek, és ez 1,5 vagy 3 T-en áll rendelkezésre. A földi mágneses mezőhöz (~50 μT) képest a 3 T MRI-szkenner mágneses mezője körülbelül 60 000-szerese a földi mezőnek. A páciens erős mágneses térbe kerül, ami arra készteti a test vízmolekuláiban lévő protonokat, hogy a mágneses térrel párhuzamos vagy antiparalell irányba igazodjanak. Egy rádiófrekvenciás impulzust vezetnek be, amelynek hatására a forgó protonok elmozdulnak az igazodásból. Amikor az impulzust leállítják, a protonok újra igazodnak, és a mágneses mezők által lokalizált, térben változó és gyorsan be- és kikapcsolt rádiófrekvenciás energiajelet bocsátanak ki. A szkennerben lévő rádióantenna érzékeli a jelet, és létrehozza a képet. Az MRI-ben használt kifejezések az 1. táblázatban találhatók.

Az MR-alapú képalkotó technikákat az agydaganatok anatómiájának és fiziológiájának megfelelő jellemzésére használják. A klinikusokat különösen a tumor helyének, kiterjedésének, az elhalás mértékének, az érellátásnak és a kapcsolódó ödémának a meghatározása érdekli. Vannak különböző képalkotó technikák, amelyek hasznosak a releváns differenciáldiagnózis felállításában. Az agydaganatok képalkotására ma alkalmazott különböző technikák a kontrasztanyagok, a zsírszuppresszió, az MR-angiográfia, a funkcionális MRI, a diffúzió súlyozott képalkotás (DWI), az MR-spektroszkópia és a gyors folyadékkal csillapított inverzió-visszanyerés (FLAIR). A klinikai környezetben a tumor típusától és a diagnosztikai követelményektől függően különböző képalkotó módszereket alkalmaznak. A diagnosztikai munkában alkalmazott módszereket részletesen ismertetjük .

A kontrasztanyagos technika kiváló lágyrész-kontrasztot biztosít. Néha szükség van exogén kontrasztanyag beadására általában valamilyen paramágneses szer, leggyakrabban Gd-DTPA intravénás injekciója. Ennek az anyagnak az a hatása, hogy lerövidíti a helyi spinek relaxációs idejét, ami a T2-súlyozott képeken a jel csökkenését, a T1-súlyozott képeken pedig növekedését okozza. A kontrasztfokozás előtti és utáni MRI-agyfelvétel az 1. ábrán látható .

A daganatok fokozott érhálózata a kontrasztanyag preferenciális felvételét eredményezi, és ez felhasználható a daganatok jobb megfigyelésére a környező normális szövetektől. Ha a kontrasztanyag beadását követően ismételten MRI felvételeket készítenek, a kontrasztanyag felvételének dinamikus jellege vizsgálható, ami javíthatja a jó- és rosszindulatú betegségek megkülönböztetését.

A MR angiográfia az MRI egyik legnagyobb növekedési területe. Normál körülmények között az áramlási hatások nemkívánatos leleteket okozhatnak. Az MRA-ban azonban ezeket a jelenségeket előnyösen kihasználják, hogy lehetővé tegyék az érfa non-invazív képalkotását. A technikákat általában “fehér” vagy “fekete” vérzéses módszerekre lehet osztani, attól függően, hogy a mozgó spinek világosabbnak vagy sötétebbnek tűnnek-e, mint az álló szövet. Nagy sebességű jelvesztés esetén a 90 és 180°-os impulzusok között mozgó vér nem ad jelet, és sötétnek tűnik. Ha rövid TR-t használunk, a képalkotó szeletben lévő spinek gyorsan telítődnek, és az ebbe a szeletbe áramló “friss” spineknek a teljes mágnesezettségük rendelkezésre áll, hogy magas jelet adjanak. Ez a technika akkor működik a legjobban vékony szelvényeken, amikor a véráramlás merőleges a képalkotó síkhoz. Bár a jelenlegi klinikai szerek extracellulárisak, gyorsan eloszlanak az extra érrendszeri térben, és a kontrasztanyag beadását követő képalkotó szekvencia pontos időzítésével kiváló eredményeket lehet elérni. Az artériás bolus jó időzítése a k-tér felvételének középpontjával döntő fontosságú az artefaktumok elkerülése érdekében. Ez egy kis “tesztbolus” alkalmazásával vagy a kontrasztanyag-áramlás gyors 2D képek segítségével történő monitorozásával érhető el a valódi képalkotó szekvencia megkezdése előtt. Az MRI képalkotás által biztosított angiográfia a 2. ábrán látható .

A funkcionális MRI az agyi aktiváció vizsgálatára szolgáló technika, amely a PET-től eltérően nem invazív, viszonylag nagy térbeli felbontással. A legelterjedtebb módszer a vér oxigénszintjétől függő kontrasztanyagnak nevezett technikát alkalmazza. Ez egy példa az endogén kontrasztra, amely a vér oxigéntartalmában rejlő jelkülönbségeket használja ki. Normál nyugalmi állapotban a dezoxi-hemoglobin magas koncentrációja paramágneses jellege miatt gyengíti az MRI-jelet. A neuronális aktivitás azonban valamilyen feladat vagy inger hatására helyi igényt támaszt az oxigénellátás iránt, ami növeli az oxi-hemoglobin frakcióját, ami jelnövekedést okoz a T2 vagy T2*-súlyozott képeken. Egy tipikus kísérletben a pácienst egy sor pihenő- és feladatintervallumnak vetik alá, amelyek során ismételten MRI-felvételeket készítenek. Az időközbeni jelváltozásokat ezután pixelenként vizsgálják, hogy mennyire korrelálnak az ismert ingermintával. A statisztikailag szignifikáns korrelációt mutató pixeleket színnel kiemelik, és egy szürkeárnyalatos MRI-képre helyezik, hogy létrehozzák az agy aktivációs térképét. Az aktiváció helye és mértéke az inger típusához kapcsolódik. Így egy egyszerű hüvelykujj-ujj mozgatási feladat aktivációt eredményez az elsődleges motoros kéregben. A funkcionális vizsgálat és az MRI aktivációs térképe a 3. ábrán látható .

A diffúzió-súlyozott képalkotás olyan MRI-technika, amelyben a képen belüli kontraszt a vízmolekulák mozgásán alapul. A diffúzió a molekulák véletlenszerű mozgására utal egy koncentrációgradiens mentén. A diffúzió-súlyozott MRI egy másik példa az endogén kontrasztra, amely a spinek mozgását használja a jelváltozások előállítására. A legelterjedtebb módszer a Stejskal-Tanner-féle bipoláris gradiens sémát alkalmazza. Az azonos amplitúdójú, de ellentétes polaritású gradienseket egy adott intervallumon keresztül alkalmazzák. Az álló szövetet egyformán defázist és refázist kap, míg az intervallum alatt mozgó spinek nettó defázist és jelveszteséget szenvednek. Kellően nagy amplitúdójú gradiensek alkalmazásával a szekvencia érzékennyé válik a mikroszkopikus szintű mozgásra. A jelcsökkenés a diffúzió mértékétől, a gradiensek erősségétől és időzítésétől függ. A b faktor különböző értékeivel készített felvételekkel kiszámítható a látszólagos diffúziós együttható értéke. A kísérletet bármilyen irányú diffúziós gradiensek alkalmazásával végezzük. Ahhoz azonban, hogy a diffúzió teljes háromdimenziós leírását megkapjuk, egy új gradiens kép és a gradiens párok kombinációi alapján egy tenzort kell kiszámítani. Ez képes megkülönböztetni a struktúrák vagy szálak mentén történő preferenciális diffúzió miatti anizotrópiát. A fehérállományi pályák egy normál MRI agyi képen a 4. ábrán láthatók .

Az MRI spektroszkópia a képből származó anyagcsereinformációk megjelenítésének technikája. A rezonanciafrekvenciában rejlő különbségekre támaszkodik. Az MRI-jelet mérik, és egy spektrumot jelenítenek meg. Egy standard referencia segítségével meghatározzák az egyes csúcsok kémiai fajait. A proton MRI-jel esetében a referencia vegyület a tetrametilszilán. Az összes kémiai eltolódást e vegyülettől való frekvenciakülönbségként fejezzük ki, ami egy mezőfüggetlen milliomodrész skálát ad. Ebben a standardban a víz jellegzetes csúcsértéke 4,7 ppm. A legtöbb módszer három szeletszelektált RF-impulzus metszéspontját használja a voxelnek nevezett érdekes térfogat gerjesztésére.

A több voxelt a kívánt dimenziók mindegyikében fáziskódolással lehet megszerezni. Ez a kémiai eltolódás képalkotásának nevezett technika hasznos az egyes csúcsok elkülönítésében és az integrált terület színskálaként történő megjelenítésében, hogy anyagcsere-térképet készítsen. A normál, egészséges agyszövetből nyert spektrum a NAA-ként meghatározott jellegzetes csúcsjelet mutatja; kiváló lágyszöveti kontrasztú képeket biztosít. Ha a spektrumot az agyvelő egy kissé megnagyobbodott, de egyébként normálisnak tűnő részéből vesszük, az nem mutat gadoliniummal történő erősítést. Ebben az esetben az NAA (N-acetil-aszpartát) csúcs hiányzik, ami az életképes szövetek elvesztését jelzi, a kolin csúcs pedig emelkedett, ami a tumorok nagymértékű sejtburjánzását jelzi. Az agy egy voxeles proton MRI-je normál és rosszindulatú szövetben az 5. ábrán látható .

Az MRI-képek a rádióhullámoknak a hidrogénmagok általi elnyelésétől függenek, 1H, amely elegendő mennyiségben rendelkezik saját magspinnel ahhoz, hogy az emberi testről használható képet lehessen készíteni. Az emberi testben található protonok nagy része a víz atommagjaiban található. Az MRI-képek előállítása az elektronikus alkatrészek, a rádiófrekvenciás generátorok, a tekercsek és a gradiens közötti kifinomult kölcsönhatás eredménye, amelyek a különböző elektronikák közötti kommunikációt biztosító számítógéppel kapcsolódnak össze. Az MRI-készülékben jelen lévő mágnes, gradiens tekercsek és RF-tekercsek azok az alapvető alkatrészek, amelyek segítenek a kép kialakításában. Az MRI-szkenner sematikus ábrája és az MRI-szkenner alapvető részei a 6. ábrán láthatók .

A mágnes a “külső” mágneses tér kialakítására szolgál, amelyben a beteg vagy a tárgy helyezkedik el. Az MR-képalkotásban háromféle mágnes használható: állandó, ellenállásos és szupravezető mágnes. A szupravezető mágneseket használják leggyakrabban a legújabb MRI-szkennerekben. Az 1,5-3,0 T térerősségtartományú szupravezető mágnesek jó képkontrasztot nyújtanak a protonok és környezetük közötti energiacserének köszönhetően.

A hidrogén proton az MRI-ben használt elsődleges mag, mivel ez adja a legerősebb jelet. A proton külső mágneses tér hiányában bármilyen irányban orientálódhat. Külső mágneses tér hiányában a nettó mágnesezési vektor nulla lesz. Erős külső mágneses térbe helyezve a proton mágneses momentumai a mágneses fluxusvonalak mentén orientálódnak. A protonok mágneses mozzanatai a tényleges B0 mágneses tér iránya mentén igazodnak. A protonok M0 mágnesezettsége nagyságának egyensúlyi értékét mágneses tér jelenlétében az (1) egyenlet adja meg.

M0=Nγ2h2II+1B03kTsE1

ahol B0 a statikus mágneses tér, N a proton spinek száma térfogategységenként, γ a giro-mágneses arány, amely minden atommagra egyedi konstans, h a Planck-állandó, I a proton spin, Ts az abszolút minta hőmérséklete Kelvinben, k pedig a Boltzmann-állandó.

Az M0 mágnesezettség tehát arányos a B0 külső mágneses térrel. A mágneses momentumok a B0 tér körüli feldolgozás tulajdonságát mutatják. A Larmor-frekvencia az MRI-ben a spin precessziós sebességére utal a proton mágneses momentumának hatására a külső mágneses tér körül. A Larmor-frekvencia fL precesszióját a (2) egyenlet adja meg.

fL=γB02πE2

A proton esetében γ2π 42,58 MHz/Tesla. A Larmor-frekvencia a rádiófrekvenciás tartományban lesz (40-50 MHz).

Az MRI-jel előállításához a rádiófrekvenciás (RF) impulzusokat a B0 fő mágneses térre merőleges fL Larmor-frekvencián alkalmazzuk, megzavarva a protonok mágneses momentumait az egyensúlyi helyzetükből. A protonok a statikus mágneses tér mentén igazodnak. Ezt az igazodást egy 90°-os RF-impulzus megzavarja, és a teljes elmozdulás arányos az RF-impulzus energiájával és a Larmor-frekvenciával. Ha az RF-impulzus energiája elegendő ahhoz, hogy a mágnesezési vektort (M) 90°-kal megdöntse, akkor az a transzverzális síkba billen. A mágnesezési vektor a transzverzális síkban továbbra is B0 körül forog. Az időben változó mágnesezettség fluxusváltozásokat indukál, amelyeket az RF-tekercs érzékel. A relaxációs állandók az MRI fontos paraméterei. Az MRI-szeletadatokat a tárgy körül forgó röntgenforrás segítségével hozzák létre. A legkorábbi érzékelők szcintillációs detektorok voltak, cézium-jodid kristályokkal gerjesztett fotomultiplikátor csövekkel. A cézium-jodidot az 1980-as években nagynyomású xenongázt tartalmazó ionkamrák váltották fel. Ezeket a rendszereket viszont a fotomultiplikátorok helyett a fotodiódákon alapuló szcintillációs rendszerek váltották fel. Sok adatszkennelést végeznek fokozatosan, ahogy a tárgy fokozatosan áthalad a portálon. A tipikus MRI-rendszer az MRI-berendezés sematikus ábrájával főként öt részből áll: a fő mágnes, a gradiens rendszerek, az RF-rendszer, a számítógépes rendszerek és egyéb segédberendezések, amint az a 7. ábrán látható .

Az MRI-szeletek irányának kiválasztása és az agydaganatos betegek MRI-vizsgálati protokollja a 8. ábrán és a 2. táblázatban látható .

Anatómiai sík	Súlyozás	Kontraszt	Szeletek vastagsága/szeletek közötti távolság (mm-ben)
Sagittális	T1-T1-Súlyozott	–	5/6
Axiális	T1-súlyozott	–	4/4
Axiális	T2-weighted	–	5/6
Axial	T2-weightedFLAIR	–	5/6
Axial	T1-Súlyozott	Gadolinium	4/4
koronális	T1-Súlyozott	Gadolinium	4/4
Sagittális	T1-súlyozott	Gadolinium	5/6

2. táblázat.

MRI-vizsgálati protokoll agydaganatos betegek számára .

Az MRI-berendezésben a szeletnek a z-tengelyre merőleges szakaszát axiális síknak nevezzük. Azt a síkot, amely az agyat bal és jobb részre osztja, sagittalis vagy medián síknak nevezzük. A függőleges síkot, amely az agyat hátsó és elülső részekre osztja, koronális vagy frontális síknak nevezzük. Az MRI-agykép különböző síkokban a 9. ábrán látható .

MRI képpont ábrázolás főként a patológia és az egészséges szövetek közötti kontraszt növelése érdekében használhatók fokozó anyagok, például gadolínium (Gd) (Kim et al. 2013). A Gd nagy mágneses momentummal rendelkezik, ami a Larmor-frekvencia közelében ingadozásokat vált ki a helyi mágneses térben. Az MRI-képek 512 sorból és 512 oszlopból álló pixelrácsok. Az MRI-kép minden egyes képpontja egy voxelnek, egy térfogatelemnek felel meg, amelynek értéke a szövetet és az MRI-jelet reprezentálja. A voxel térfogata az MRI-felvétel paramétereitől, például a szeletvastagságtól és a képponttávolságtól függ. Az MRI-képeket általában DICOM formátumban szállítják. Az agyi képen kívül a DICOM-fájlok a vizsgálatra és a betegre vonatkozó információkat is tartalmaznak. Az MRI-vizsgálat általában egynél több szeletet vesz fel, ami a szeletek közötti 5,5 mm-es szelvénytávolsággal rendelkező képsorozatot eredményez. Az MRI 256 szeletre vonatkozó szekvenciája a 10. ábrán látható 5,5 mm-es szeletek közötti távolsággal.

Ez a dolgozat a szegmentáló algoritmust a daganatokat tartalmazó MRI agyi képekre alkalmazza. A tumorszövetek klinikailag fontos jellemzőinek megértése érdekében a következő fejezetben az agy anatómiáját vesszük figyelembe.