Geavanceerde hersentumorsegmentatie uit MRI-beelden

1.2. Magnetic resonance imaging (MRI)

De MRI is een diagnostisch instrument dat wordt gebruikt voor het analyseren en bestuderen van de menselijke anatomie. Huang , Zhan e.a. , en Yang e.a. hebben de medische beelden toegelicht die in verschillende banden van het elektromagnetische spectrum worden verkregen. De grote verscheidenheid aan sensoren die worden gebruikt voor het verkrijgen van beelden en de fysica erachter, maken elke modaliteit geschikt voor een specifiek doel.

In MRI worden de beelden geproduceerd met behulp van een magnetisch veld, dat ongeveer 10.000 maal sterker is dan het magnetisch veld van de aarde (Armstrong , Stark , en Steen ). De MRI produceert meer gedetailleerde beelden dan andere technieken, zoals CT of echografie. De MRI levert ook kaarten op van anatomische structuren met een hoog contrast voor weke delen. In principe wordt de magnetische resonantie van waterstofkernen (1H) in water en lipiden gemeten door een MRI-scanner. Aangezien de signaalwaarden 12-bits gecodeerd zijn, kunnen 4096 schakeringen door een pixel worden weergegeven. De MRI-scanners vereisen een magnetisch veld en dit is beschikbaar bij 1,5 of 3 T. In vergelijking met het magnetisch veld van de aarde (~50 μT) is het magnetisch veld van een 3 T MRI-scanner ongeveer 60.000 maal zo groot als het aardveld. De patiënt wordt in een sterk magnetisch veld geplaatst, waardoor de protonen in de watermoleculen van het lichaam zich hetzij parallel, hetzij antiparallel aan het magnetische veld gaan oriënteren. Een radiofrequente puls wordt geïntroduceerd, waardoor de draaiende protonen uit de uitlijning gaan. Wanneer de puls wordt gestopt, worden de protonen opnieuw uitgelijnd en zenden zij radiofrequente energiesignalen uit die door de magnetische velden worden gelokaliseerd en ruimtelijk worden gevarieerd en snel worden in- en uitgeschakeld. Een radioantenne in de scanner detecteert het signaal en creëert het beeld. De bij MRI gebruikte termen staan in tabel 1.

MR-gebaseerde beeldvormingstechnieken worden gebruikt om de hersentumor te karakteriseren aan de hand van zijn anatomie en fysiologie. Met name clinici zijn geïnteresseerd in het bepalen van de plaats van de tumor, de omvang, de hoeveelheid necrose, de vasculaire toevoer en het bijbehorende oedeem. Er zijn verschillende beeldvormingstechnieken die nuttig zijn om een relevante differentiële diagnose te stellen. De verschillende technieken die tegenwoordig worden gebruikt voor de beeldvorming van hersentumoren zijn contrastmiddelen, vetonderdrukking, MR-angiografie, functionele MRI, diffusiegewogen beeldvorming (DWI), MR-spectroscopie en snelle vloeistofgeattenueerde inversie-recoverie (FLAIR). Verschillende beeldvormingsmethoden worden in de klinische omgeving toegepast naar gelang van het tumortype en de diagnostische vereisten. De bij de diagnose toegepaste methoden worden in detail beschreven.

De contrastmiddelentechniek levert een uitstekend contrast voor weke delen. Soms is het nodig exogeen contrast toe te dienen, gewoonlijk een intraveneuze injectie van een paramagnetisch agens, meestal Gd-DTPA. Het effect van dit middel is dat de relaxatietijd van lokale spins wordt verkort, waardoor het signaal op T2-gewogen beelden afneemt en op T1-gewogen beelden toeneemt. Het MRI-hersenbeeld voor en na contrastversterking wordt getoond in figuur 1.

De verhoogde vasculariteit van tumoren veroorzaakt een preferentiële opname van contrastmiddel en het kan worden gebruikt om de tumoren beter te kunnen waarnemen van het omliggende normale weefsel. Indien na de contrastinjectie herhaaldelijk MRI-scans worden gemaakt, kan het dynamische karakter van de contrastopname worden onderzocht, wat de differentiatie van goedaardige en kwaadaardige ziekte kan verbeteren.

MR-angiografie is een van de grootste groeigebieden van MRI. In normale omstandigheden kunnen de stromingseffecten ongewenste artefacten veroorzaken. Maar in MRA worden deze verschijnselen voordelig gebruikt om de niet-invasieve beeldvorming van de vasculaire boom mogelijk te maken. De technieken kunnen in het algemeen worden onderverdeeld in “witte” of “zwarte” bloedmethoden, afhankelijk van het feit of bewegende spins helderder of donkerder lijken dan het stilstaande weefsel. Bij signaalverlies met hoge snelheid zal het bloed dat zich tussen de impulsen van 90 en 180° heeft bewogen geen signaal produceren en er donker uitzien. Als een korte TR wordt gebruikt, worden de spins in de beeldvormende plak snel verzadigd en hebben “verse” spins die in deze plak stromen hun volledige magnetisatie beschikbaar om een hoog signaal uit te zenden. Deze techniek werkt het beste over dunne doorsneden wanneer de bloedstroom loodrecht op het beeldvormingsvlak staat. Hoewel de huidige klinische middelen extracellulair zijn, verspreiden zij zich snel in de extra vasculaire ruimte en de nauwkeurige timing van de beeldvormende sequentie na de contrastinjectie kan uitstekende resultaten opleveren. Een goede timing van de arteriële bolus met het midden van de k-ruimte acquisitie is van cruciaal belang om artefacten te voorkomen. Dit kan worden bereikt met behulp van een kleine “testbolus” of door het controleren van de contraststroom met behulp van snelle 2D-beelden voor het starten van de echte beeldvorming sequentie. De angiografie die met MRI-beeldvorming wordt verkregen, wordt getoond in figuur 2.

Functionele MRI is een techniek voor het onderzoeken van de hersenactivatie die, in tegenstelling tot PET, niet-invasief is met een relatief hoge ruimtelijke resolutie. De meest gebruikelijke methode maakt gebruik van een techniek die contrast afhankelijk van het zuurstofgehalte in het bloed wordt genoemd. Dit is een voorbeeld van endogeen contrast, waarbij gebruik wordt gemaakt van de inherente signaalverschillen in het zuurstofgehalte van het bloed. In de normale rusttoestand verzwakt een hoge concentratie desoxyhemoglobine het MRI-signaal door zijn paramagnetische aard. De neuronale activiteit, in antwoord op een of andere taak of stimulus, creëert echter een lokale vraag naar de zuurstoftoevoer, waardoor de fractie oxyhemoglobine toeneemt, hetgeen een signaalverhoging op T2- of T2*-gewogen beelden veroorzaakt. In een typisch experiment wordt de patiënt onderworpen aan een reeks rust- en taakintervallen, gedurende welke herhaaldelijk MRI-beelden worden verkregen. De signaalveranderingen in de loop van de tijd worden dan per pixel onderzocht om na te gaan hoe goed zij correleren met het bekende stimuluspatroon. De pixels die een statistisch significante correlatie vertonen, worden in kleur gemarkeerd en over een MRI-beeld met grijstinten gelegd om een activeringskaart van de hersenen te maken. De plaats en de mate van activering zijn gekoppeld aan het type stimulus. Zo zal een eenvoudige duim-vingerbewegingstaak activatie teweegbrengen in de primaire motorische cortex. De functionele studie en de activeringskaart van MRI worden getoond in figuur 3.

Diffusie-gewogen beeldvorming is een MRI-techniek, waarbij het contrast in het beeld gebaseerd is op de beweging van de watermoleculen. De diffusie verwijst naar de willekeurige beweging van de moleculen langs een concentratiegradiënt. De diffusie-gewogen MRI is een ander voorbeeld van endogeen contrast, waarbij gebruik wordt gemaakt van de beweging van de spins om signaalveranderingen teweeg te brengen. De meest gebruikelijke methode maakt gebruik van het Stejskal-Tanner bipolaire gradiëntschema. De gradiënten met gelijke amplitude, maar tegengestelde polariteit, worden over een bepaald interval toegepast. Het stationaire weefsel wordt in gelijke mate gedefaseerd en geherfaseerd, terwijl de spins die tijdens het interval hebben bewogen een netto dephasing en signaalverlies ondergaan. Door gebruik te maken van gradiënten met een voldoende grote amplitude wordt de sequentie gevoelig gemaakt voor de beweging op microscopisch niveau. De signaalverzwakking hangt af van de mate van diffusie, de sterkte en de timing van de gradiënten. Door de beelden met verschillende waarden van de b-factor te verkrijgen, kan een waarde voor de schijnbare diffusiecoëfficiënt worden berekend. Het experiment wordt uitgevoerd met diffusiegradiënten in elke richting. Om echter een volledige driedimensionale beschrijving van de diffusie te verkrijgen, wordt een tensor berekend op basis van een nieuw gradiëntbeeld en combinaties van gradiëntparen. Hierdoor kan anisotropie ten gevolge van preferentiële diffusie langs de structuren of vezels worden onderscheiden. De witte stofsporen in een normaal MRI-hersenbeeld worden getoond in figuur 4 .

MRI-spectroscopie is een techniek om de metabole informatie uit een beeld weer te geven. Zij berust op de inherente verschillen in de resonantiefrequentie. Het MRI-signaal wordt gemeten en een spectrum wordt weergegeven. Met behulp van een standaardreferentie worden de chemische species van elke piek bepaald. Voor het proton-MRI-signaal is de referentieverbinding tetramethylsilaan. Alle chemische verschuivingen worden uitgedrukt als de frequentieverschillen ten opzichte van deze verbinding, wat een veldonafhankelijke schaal oplevert van een deel per miljoen. In deze standaard heeft het water een karakteristieke piekwaarde van 4,7 ppm. De meeste methoden maken gebruik van de intersectie van drie slice-select RF pulsen om een volume van belang, een voxel genaamd, te exciteren.

De meervoudige voxels kunnen worden verkregen door gebruik te maken van fase-codering in elk van de gewenste dimensies. Deze techniek, die “chemical shift imaging” wordt genoemd, is nuttig voor het isoleren van afzonderlijke pieken en het weergeven van het geïntegreerde gebied als een kleurenschaal om een metabole kaart te produceren. Het spectrum dat wordt verkregen uit normaal gezond hersenweefsel vertoont het karakteristieke pieksignaal gedefinieerd als NAA; het levert beelden op met een uitstekend zacht-weefselcontrast. Wanneer een spectrum wordt genomen van een enigszins vergroot, maar verder normaal uitziend deel van de medulla, vertoont het geen versterking met gadolinium. In dit geval is de NAA (N-acetyl-aspartaat) piek afwezig, wat wijst op het verlies van levensvatbaar weefsel, en is de choline piek verhoogd, wat wijst op de sterke celproliferatie in tumoren. De single voxel proton MRI van de hersenen in normaal en kwaadaardig weefsel wordt getoond in figuur 5 .

De MRI-beelden zijn afhankelijk van de absorptie van radiogolven door de waterstofkernen, 1H die een intrinsieke kernspin heeft in voldoende hoeveelheden om de productie van een bruikbaar beeld van het menselijk lichaam mogelijk te maken. Veel van de protonen in het menselijk lichaam bevinden zich in de kernen van water. Het genereren van MRI-beelden is het resultaat van de gesofisticeerde interactie tussen de elektronische componenten, de radiofrequentiegeneratoren, de spoelen en de gradiënt die een interface vormen met een computer voor de communicatie tussen de verschillende elektronica. De magneet, de gradiëntspoelen en de RF-spoelen in de MRI-scanner zijn de basisonderdelen die helpen bij het vormen van een beeld. Het schematische diagram van de MRI-scanner en de basisonderdelen van de MRI-scanner zijn te zien in figuur 6.

De magneet wordt gebruikt om het “externe” magnetische veld te vormen waarin de patiënt of het voorwerp wordt geplaatst. Bij MR-beeldvorming kunnen drie soorten magneten worden gebruikt: permanente, resistieve en supergeleidende. De supergeleidende magneten worden het meest gebruikt in de recente MRI-scanners. De supergeleidende magneten met een veldsterkte van 1,5-3,0 T bieden een goed beeldcontrast dankzij de energie-uitwisseling tussen de protonen en hun omgeving.

Het waterstofproton is de primaire kern die voor MRI wordt gebruikt omdat deze het sterkste signaal produceert. Het proton kan bij afwezigheid van een extern magnetisch veld in elke richting worden georiënteerd. In afwezigheid van een extern magnetisch veld zal de netto magnetiseringsvector nul zijn. Wanneer het proton in een sterk extern magneetveld wordt geplaatst, oriënteren de magnetische momenten van het proton zich langs de magnetische fluxlijnen. De magnetische momenten van de protonen richten zich in de richting van het actuele magnetische veld B0. De evenwichtswaarde van de magnitude van de protonmagnetisatie M0 in aanwezigheid van een magnetisch veld wordt gegeven in Eq (1).

waarin B0 het statische magnetische veld is, N het aantal proton-spins per volume-eenheid, γ de gyro-magnetische verhouding, een constante die uniek is voor elke kern, h de constante van Planck, I de proton-spin, Ts de absolute monstertemperatuur in Kelvin, en k de constante van Boltzmann.

Dus is de magnetisatie M0 evenredig met het externe magneetveld B0. De magnetische momenten vertonen de eigenschap van verwerking rond het veld B0. De Larmor-frequentie in MRI verwijst naar de snelheid van precessie van de spin onder invloed van het magnetisch moment van het proton rond het externe magnetische veld. De precessie van de Larmorfrequentie fLis gegeven in Eq (2).

Voor het proton is γ2π gelijk aan 42,58 MHz/Tesla. De Larmor-frequentie ligt in het radiofrequentiegebied (40-50 MHz).

Om een MRI-signaal te verkrijgen, worden de radiofrequente (RF) pulsen bij de Larmor-frequentie fL loodrecht op het magnetische hoofdveld B0 toegepast, waarbij de magnetische momenten van de protonen uit hun evenwichtspositie worden verstoord. De protonen zijn uitgelijnd langs het statische magneetveld. Deze uitlijning wordt verstoord door een RF-puls van 90° en de totale verplaatsing is evenredig met de energie van de RF-puls en ook met de Larmorfrequentie. Indien de energie van de RF-puls voldoende is om de magnetiseringsvector (M) 90° te doen kantelen, dan wordt deze in het transversale vlak gekanteld. De magnetiseringsvector blijft draaien om B0 in het transversale vlak. De in de tijd variërende magnetisatie veroorzaakt fluxveranderingen, die in de RF-spoel worden gedetecteerd. De relaxatieconstanten zijn de belangrijke parameters van MRI. De MRI-snedegegevens worden gegenereerd met behulp van een röntgenbron die rond het object draait. De vroegste sensoren waren scintillatiedetectoren, met fotomultiplicatorbuizen die werden geëxciteerd door cesiumjodidekristallen. Cesiumjodide werd in de loop van de jaren tachtig vervangen door ionenkamers met xenongas onder hoge druk. Deze systemen werden op hun beurt vervangen door scintillatiesystemen op basis van fotodioden, in plaats van fotomultiplicatoren. Een groot aantal datascans wordt geleidelijk gemaakt, naarmate het voorwerp geleidelijk door de gantry wordt geleid. Het typische MRI-systeem met het schematische diagram van de MRI-apparatuur bestaat hoofdzakelijk uit vijf onderdelen: de hoofdmagneet, gradiëntsystemen, RF-systeem, computersystemen, en andere hulpapparatuur, zoals weergegeven in figuur 7 .

De richtingsselectie voor MRI-doorsneden en het MRI-scanprotocol voor hersentumorpatiënten worden getoond in figuur 8 en tabel 2 .