MRI画像からの脳腫瘍の高度なセグメンテーション

1.2. MRI（Magnetic Resonance Imaging）

MRIは人体解剖学の分析・研究に用いられる診断ツールである。 Huang 、Zhanら、およびYangらは、電磁スペクトルの様々なバンドで取得された医療画像について説明した。 8769>

MRIでは、地球の磁場の約1万倍の強さの磁場を用いて画像を生成します（Armstrong , Stark , and Steen )。 MRIは、CTや超音波などの他の技術よりも詳細な画像を作成することができます。 また、軟部組織のコントラストが高く、解剖学的構造のマップを得ることができる。 基本的には、水や脂質に含まれる水素（1H）核の磁気共鳴をMRIスキャナーで測定する。 信号値は12ビットで符号化されているため、1画素で4096階調を表現することができる。 MRI装置には磁場が必要で、1.5Tと3Tがある。地球の磁場（～50μT）に比べ、3TのMRI装置の磁場は約6万倍である。 患者を強い磁場の中に置くと、体内の水分子中のプロトンが磁場と平行または反平行に整列する。 高周波パルスを導入すると、回転しているプロトンが整列状態から外れる。 パルスを止めると、プロトンは再調整され、磁場によって局在化された高周波エネルギー信号を放出し、空間的に変化して高速にオン・オフされる。 スキャナ内の無線アンテナはこの信号を検出し、画像を作成する。 MRI で使用される用語を表 1 に示す。

MRによるイメージング技術は、脳腫瘍をその解剖と生理学に従って特徴付けるために使用されています。 臨床医は特に、腫瘍の位置、範囲、壊死の量、血管供給、および関連する浮腫を決定することに関心がある。 適切な鑑別診断を行うために有用な様々な画像診断法がある。 今日、脳腫瘍の画像診断に用いられている様々な技術は、造影剤、脂肪抑制、MR血管造影、機能的MRI、拡散強調画像（DWI）、MR分光法、高速液体減衰反転回復（FLAIR）である。 臨床現場では、腫瘍の種類や診断上の必要性に応じて、さまざまな画像診断法が適用されています。

造影剤法は、優れた軟部組織のコントラストを実現する。 造影剤の使用は、軟部組織に対して優れた造影効果を発揮するため、通常、常磁性体であるGd-DTPAを静脈内投与する必要がある。 この薬剤は局所スピンの緩和時間を短縮させ、T2強調画像では信号の減少を、T1強調画像では増加をもたらします。 造影前後のMRI脳画像をFigure 1 .

腫瘍の血管の増加により造影剤が優先的に取り込まれ、周囲の正常組織から腫瘍をよく観察することができるようになるのです。 造影剤注入後にMRIスキャンを繰り返し取得すれば、造影剤の取り込みの動的な性質を調べることができ、良性疾患と悪性疾患の鑑別が向上すると考えられる。

MR angiographyはMRIの最大の成長分野の1つである。 通常では、流れの効果により不要なアーチファクトが発生することがある。 しかし、MRAではこれらの現象をうまく利用して、血管樹の非侵襲的なイメージングを可能にしている。 この技術は、動くスピンが静止した組織より明るく見えるか暗く見えるかによって、一般に「白」または「黒」血液法に分けられる。 高速信号消失では、90°と180°のパルスの間に移動した血液は信号を発しないため、暗く表示される。 短いTRを用いると、イメージングスライス内のスピンはすぐに飽和し、このスライスに流れ込む「新鮮な」スピンは、その磁化をフルに利用して高信号を発することができる。 この手法は、血流が撮像面に垂直な薄い切片で最も効果的な方法である。 現在の臨床薬剤は細胞外のものですが、すぐに血管外に分布するため、造影剤注入後の撮影シーケンスを正確に行うことで、優れた結果を得ることができます。 アーチファクトを回避するためには、動脈ボーラスをk-space取得の中心にうまく合わせることが重要である。 このためには、少量のテストボーラスを使用するか、実際の撮影シーケンスを開始する前に、高速2次元画像で造影剤の流量をモニターすることが有効である。 MRI画像によって提供される血管造影を図2 .

Functional MRIとは脳の活性化を調べる技術で、PETと異なり比較的高い空間分解能で非侵襲的に行われるものです。 最も一般的な方法は、血中酸素濃度依存性造影と呼ばれる技術を利用するものである。 これは内因性造影の一例で、血液中の酸素量に固有の信号の違いを利用するものである。 通常の安静時では、高濃度のデオキシヘモグロビンは常磁性であるため、MRI信号を減衰させる。 しかし、何らかのタスクや刺激に応じた神経細胞の活動により、局所的に酸素供給が必要となり、酸素ヘモグロビンの割合が増加し、T2またはT2*強調画像上の信号が増加する。 典型的な実験では、患者に一連の安静とタスクのインターバルを与え、その間にMRI画像を繰り返し取得する。 その間の信号の変化を画素ごとに調べ、既知の刺激パターンとどの程度相関があるかを検証する。 統計的に有意な相関を示した画素はカラーで強調され、グレースケールのMRI画像に重ねて脳の活性化マップが作成される。 活性化の場所と程度は、刺激の種類と関連している。 したがって、単純な親指と指の運動課題では、一次運動野に活性化が生じます。 MRIの機能研究と活性化マップをFigure 3 .

拡散強調画像は、画像内のコントラストが水分子の移動に基づいている、MRI技術である。 拡散は、濃度勾配に沿った分子のランダムな動きを意味します。 拡散強調MRIも内因性コントラストの一例であり、スピンの動きを利用して信号の変化を生じさせるものである。 最も一般的な方法は、Stejskal-Tannerの両極性勾配方式を採用するものである。 振幅は等しいが極性が反対の勾配を、ある間隔をおいて印加する。 静止した組織は等しくデフェーズとリフェーズを受けるが、その間に移動したスピンは正味のデフェーズと信号損失を被る。 十分に高い振幅の勾配を用いることで、このシーケンスは顕微鏡レベルの動きに敏感になる。 信号の減衰は、拡散の程度、グラデーションの強さ、タイミングに依存する。 bファクターの値を変えて画像を取得することで、見かけの拡散係数の値を算出することができる。 この実験は、任意の方向の拡散勾配を用いて行われる。 しかし、拡散の完全な3次元的記述を得るためには、新しい勾配画像と勾配ペアの組み合わせからテンソルを計算する。 これにより、構造物や線維に沿った優先的な拡散による異方性を識別することができる。

MRI spectroscopy is a technique for displaying the metabolic information from an image.正常MRI脳画像中の白質トラクターを図4に示した。 それは、共鳴周波数の固有の違いに依存しています。 MRIの信号を測定し、スペクトルを表示する。 標準物質を用いて、各ピークの化学種を決定する。 プロトンMRI信号の場合、基準化合物はテトラメチルシランである。 すべての化学シフトは、この化合物との周波数差で表され、フィールドに依存しないpart per millionのスケールを与える。 この基準では、水は 4.7 ppm という特徴的なピーク値を持つ。

複数のボクセルは、所望の次元ごとに位相エンコードを使用して取得することができる。 ケミカルシフトイメージングと呼ばれるこの技術は、個々のピークを分離し、統合された領域をカラースケールで表示して代謝マップを作成するのに有用である。 健常な脳組織から得られたスペクトルは、NAAと定義される特徴的なピーク信号を示し、軟組織のコントラストに優れた画像を提供します。 また、髄質の一部がやや肥大しているが、それ以外は正常な部位からスペクトルを取得した場合、ガドリニウムによる増強は見られない。 この場合、NAA（N-acetyl-aspartate）のピークが消失しており、生存組織の喪失を示し、コリンのピークが上昇しており、腫瘍の細胞増殖が盛んであることを示しています。 正常組織と悪性組織における脳のシングルボクセルプロトンMRIを図5.

MRI画像は、人体の有用な画像の生成を可能にするのに十分な量の固有核スピンを持つ水素原子核、1Hによる電波の吸収に依存しています。 人体内の陽子の多くは、水の原子核に含まれている。 MRI画像の生成は、電子部品、高周波ジェネレーター、コイル、グラディエントの高度な相互作用の結果であり、異なる電子部品間の通信のためにコンピュータとインターフェースしている。 MRIスキャナーの磁石、勾配コイル、RFコイルは、画像を形成するための基本的な部品である。 MRIスキャナの概略図とMRIスキャナの基本部品を図6 .

磁石は、患者または物体が置かれる「外部」磁場を形成するために使用されます。 MRイメージングでは、永久磁石、抵抗磁石、超伝導磁石の3種類の磁石を使用することができる。 最近のMRI装置では、超電導磁石が最も多く使用されている。 超伝導磁石の磁場強度は1.5～3.0Tで、陽子とその環境とのエネルギー交換により、良好な画像コントラストを得ることができる。 外部磁場がない場合のプロトンは、どのような方向にも向く可能性がある。 外部磁場がない場合、正味の磁化ベクトルはゼロになる。 強い外部磁場に置かれた場合、陽子の磁気モーメントは磁束線に沿うように向きを変える。 陽子の磁気モーメントは実際の磁場の方向B0に沿って整列する。 磁場があるときのプロトンの磁化の大きさM0の平衡値は式(1)で与えられる。

ここでB0は静磁場、Nは単位体積あたりのプロトンスピン数、γはジャイロ磁気比、各核に固有の定数、hはプランク定数、Iはプロトンスピン、Tsは絶対試料温度（ケルビン）、Kはボルツマン定数である。

このように、磁化M0は外部磁場B0に比例します。 磁気モーメントは磁場B0を中心に加工する性質を示す。 MRIにおけるラーモア周波数とは、外部磁場周辺における陽子の磁気モーメントの影響によるスピンの歳差運動の速度を意味する。 8769>

陽子の場合、γ2πは42.58MHz/Teslaに等しく、ラーモア周波数の才差fLは式（2）で示される。 MRI信号を得るためには、主磁場B0に垂直なラーモア周波数fLで高周波（RF）パルスを印加し、陽子の磁気モーメントをその平衡位置から乱す。 プロトンは静磁場に沿って整列している。 この整列は90°のRFパルスによって乱され、その総変位はRFパルスのエネルギーとラーモア周波数に比例する。 RFパルスのエネルギーが磁化ベクトル(M)を90°傾けるのに十分であれば、それは横方向に傾いていることになる。 磁化ベクトルは横方向平面でB0を中心に回転し続ける。 この磁化の時間変化は磁束の変化を引き起こし、RFコイルで検出される。 緩和定数はMRIの重要なパラメータである。 MRIのスライスデータは、被写体の周りを回転するX線源を用いて作成される。 初期のセンサーはシンチレーション検出器で、ヨウ化セシウムの結晶で励起された光電子増倍管が使用されていた。 ヨウ化セシウムは1980年代に高圧キセノンガスを用いたイオンチェンバーに取って代わられた。 その後、フォトマルチプライヤの代わりにフォトダイオードを用いたシンチレーションシステムが開発されました。 被写体がガントリー内を徐々に通過する間に、多くのデータスキャンが行われます。 MRI装置の概略図を持つ典型的なMRIシステムは、主に5つの部分から構成されています：図7 .

MRIスライスの方向選択と脳腫瘍患者のMRIスキャンプロトコルは図8と表2 .