Zaawansowana segmentacja guzów mózgu z obrazów MRI

Techniki obrazowania oparte na MR są stosowane w celu scharakteryzowania guzów mózgu zgodnie z ich anatomią i fizjologią. Klinicyści, szczególnie są zainteresowani określeniem lokalizacji guza, rozległości, ilości martwicy, zaopatrzenia naczyniowego i związanego z tym obrzęku. Istnieją różne techniki obrazowania, które są przydatne w dostarczaniu odpowiedniej diagnostyki różnicowej. Do różnych technik obrazowania guza mózgu należą środki kontrastowe, tłumienie tłuszczu, angiografia MR, funkcjonalne MRI, obrazowanie dyfuzyjne (DWI), spektroskopia MR i szybkie płynne wzmocnienie inwersji (FLAIR). W zależności od rodzaju nowotworu i wymagań diagnostycznych w środowisku klinicznym stosuje się różne metody obrazowania. Metody wykorzystywane w pracy diagnostycznej zostały szczegółowo opisane .

Technika środków kontrastowych zapewnia doskonały kontrast tkanek miękkich. Czasami zachodzi potrzeba podania kontrastu egzogennego zwykle jest to dożylne wstrzyknięcie jakiegoś środka paramagnetycznego, najczęściej Gd-DTPA. Działanie tego środka polega na skróceniu czasu relaksacji lokalnych spinów, co powoduje zmniejszenie sygnału na obrazach ważonych T2 i zwiększenie na obrazach ważonych T1. Obraz MRI mózgu przed i po wzmocnieniu kontrastowym przedstawiono na rycinie 1 .

Zwiększona naczyniowość guzów powoduje preferencyjny wychwyt środka kontrastowego i może być wykorzystana do lepszej obserwacji guzów od otaczającej je tkanki prawidłowej. Jeśli skany MRI są wielokrotnie wykonywane po podaniu kontrastu, można zbadać dynamiczną naturę wychwytu kontrastu, co może poprawić różnicowanie łagodnych i złośliwych chorób.

Angiografia MR jest jednym z największych obszarów wzrostu MRI. W normalnych warunkach, efekty przepływu mogą powodować niepożądane artefakty. Jednak w MRA zjawiska te są korzystnie wykorzystywane, aby umożliwić nieinwazyjne obrazowanie drzewa naczyniowego. Techniki można ogólnie podzielić na metody „białej” lub „czarnej” krwi w zależności od tego, czy poruszające się spiny wydają się jaśniejsze czy ciemniejsze od nieruchomej tkanki. W przypadku utraty sygnału z dużą prędkością, krew, która przemieściła się pomiędzy impulsami 90 i 180° nie wytwarza sygnału i wydaje się ciemna. W przypadku zastosowania krótkiego TR, spiny w obrazowanym skrawku ulegają szybkiemu wysyceniu, a „świeże” spiny napływające do tego skrawka mają dostępną pełną magnetyzację, aby emitować wysoki sygnał. Technika ta najlepiej sprawdza się na cienkich przekrojach, gdy przepływ krwi jest prostopadły do płaszczyzny obrazowania. Mimo, że stosowane obecnie środki kliniczne są pozakomórkowe, szybko rozprowadzają się w przestrzeni pozanaczyniowej, a dokładne ustalenie czasu sekwencji obrazowania po wstrzyknięciu kontrastu może zapewnić doskonałe wyniki. W celu uniknięcia artefaktów kluczowe jest dobre zgranie czasowe podania bolusa tętniczego z centrum akwizycji przestrzeni k. Można to osiągnąć stosując mały „bolus testowy” lub monitorując przepływ kontrastu za pomocą szybkich obrazów 2D przed rozpoczęciem właściwej sekwencji obrazowania. Angiografia dostarczona przez obrazowanie MRI jest pokazana na Rysunku 2 .

Funkcjonalny MRI jest techniką badania aktywacji mózgu, która w przeciwieństwie do PET, jest nieinwazyjna ze stosunkowo wysoką rozdzielczością przestrzenną. Najczęstsza metoda wykorzystuje technikę zwaną kontrastem zależnym od poziomu tlenu we krwi. Jest to przykład kontrastu endogennego, wykorzystującego wrodzone różnice sygnału w zawartości tlenu we krwi. W normalnym stanie spoczynku wysokie stężenie deoksyhemoglobiny tłumi sygnał MRI ze względu na jej paramagnetyczną naturę. Jednak aktywność neuronów, w odpowiedzi na jakieś zadanie lub bodziec, stwarza lokalne zapotrzebowanie na tlen, co zwiększa frakcję oksyhemoglobiny powodując wzrost sygnału na obrazach T2 lub T2*-ważonych. W typowym eksperymencie pacjent poddawany jest serii przerw odpoczynkowych i zadaniowych, podczas których wielokrotnie pozyskiwane są obrazy MRI. Zmiany sygnału w tym czasie są następnie badane piksel po pikselu w celu sprawdzenia, jak dobrze korelują one ze znanym wzorcem bodźca. Piksele, które wykazują statystycznie istotną korelację, są wyróżniane kolorem i nakładane na obraz MRI w skali szarości, tworząc mapę aktywacji mózgu. Lokalizacja i zakres aktywacji jest powiązany z rodzajem bodźca. Tak więc, proste zadanie ruchu kciukiem-palcem spowoduje aktywację w pierwotnej korze ruchowej. Badanie funkcjonalne i mapę aktywacji MRI przedstawiono na rysunku 3 .

Diffusion-weighted imaging jest techniką MRI, w której kontrast w obrębie obrazu opiera się na ruchu cząsteczek wody. Dyfuzja odnosi się do losowego ruchu cząsteczek wzdłuż gradientu stężenia. MRI ważony dyfuzją jest innym przykładem kontrastu endogennego, wykorzystującego ruch spinów do wytworzenia zmian sygnału. W najczęściej stosowanej metodzie wykorzystuje się schemat gradientu bipolarnego Stejskala-Tannera. Gradienty o równej amplitudzie, ale przeciwnej polaryzacji, są stosowane w danym przedziale czasowym. Tkanka nieruchoma ulega dephazacji i rephazji w równym stopniu, podczas gdy spiny, które przemieściły się podczas interwału doznają dephazacji netto i utraty sygnału. Dzięki zastosowaniu gradientów o odpowiednio wysokiej amplitudzie, sekwencja staje się wrażliwa na ruch na poziomie mikroskopowym. Tłumienie sygnału zależy od stopnia dyfuzji, siły i czasu trwania gradientów. Poprzez akwizycję obrazów z różnymi wartościami współczynnika b można obliczyć wartość pozornego współczynnika dyfuzji. Eksperyment przeprowadzany jest przy użyciu gradientów dyfuzji w dowolnym kierunku. Jednak, aby uzyskać pełny trójwymiarowy opis dyfuzji, obliczany jest tensor na podstawie nowego obrazu gradientowego i kombinacji par gradientów. Pozwala to na rozróżnienie anizotropii wynikającej z preferencyjnej dyfuzji wzdłuż struktur lub włókien. Ścieżki istoty białej w normalnym obrazie MRI mózgu są pokazane na Rysunku 4 .

Spektroskopia MRI jest techniką wyświetlania informacji metabolicznych z obrazu. Opiera się ona na nieodłącznych różnicach w częstotliwości rezonansowej. Sygnał MRI jest mierzony i wyświetlane jest widmo. Przy użyciu standardowego odniesienia, gatunki chemiczne każdego piku są określane. Dla protonowego sygnału MRI związkiem referencyjnym jest tetrametylosilan. Wszystkie przesunięcia chemiczne są wyrażone jako różnice częstotliwości w stosunku do tego związku, co daje niezależną od pola skalę części na milion. W tym standardzie woda ma charakterystyczną wartość piku wynoszącą 4.7 ppm. Większość metod wykorzystuje przecięcie trzech impulsów RF, aby wzbudzić objętość zainteresowania zwaną voxelem.

Wielokrotne voxele mogą być pozyskane poprzez zastosowanie kodowania fazowego w każdym z pożądanych wymiarów. Technika ta, zwana obrazowaniem przesunięcia chemicznego, jest przydatna w izolowaniu poszczególnych pików i wyświetlaniu zintegrowanego obszaru jako skali kolorów w celu wytworzenia mapy metabolicznej. Widmo uzyskane z prawidłowej, zdrowej tkanki mózgowej wykazuje charakterystyczny, szczytowy sygnał zdefiniowany jako NAA; daje obrazy o doskonałym kontraście tkanek miękkich. Jeśli widmo jest pobrane z nieco powiększonej, ale poza tym normalnie wyglądającej części rdzenia, nie wykazuje wzmocnienia gadoliną. W tym przypadku pik NAA (N-acetylo-asparaginianu) jest nieobecny, co wskazuje na utratę żywej tkanki, a pik choliny jest podwyższony, co wskazuje na dużą proliferację komórek w guzach. Pojedynczy voxel proton MRI mózgu w tkance normalnej i złośliwej pokazano na rycinie 5 .

Obrazy MRI zależą od absorpcji fal radiowych przez jądra wodoru, 1H, który ma samoistny spin jądrowy w ilościach wystarczających do wytworzenia użytecznego obrazu ciała ludzkiego. Wiele protonów w ludzkim ciele znajduje się w jądrach wody. Generowanie obrazów MRI jest wynikiem skomplikowanej interakcji pomiędzy komponentami elektronicznymi, generatorami częstotliwości radiowej, cewkami i gradientem, które współpracują z komputerem w celu komunikacji pomiędzy różnymi układami elektronicznymi. Magnes, cewki gradientu i cewki RF obecne w skanerze MRI są podstawowymi częściami, które pomagają w tworzeniu obrazu. Schemat skanera MRI i podstawowe części skanera MRI pokazano na rysunku 6 .

Magnes służy do formowania „zewnętrznego” pola magnetycznego, w którym umieszczany jest pacjent lub obiekt. W obrazowaniu MR mogą być stosowane trzy rodzaje magnesów: stałe, rezystancyjne i nadprzewodzące. Magnesy nadprzewodzące są najczęściej stosowane w najnowszych skanerach MRI. Magnesy nadprzewodzące o natężeniu pola w zakresie 1,5-3,0 T oferują dobry kontrast obrazu dzięki wymianie energii pomiędzy protonami i ich otoczeniem.

Proton wodoru jest podstawowym jądrem wykorzystywanym w MRI, ponieważ wytwarza najsilniejszy sygnał. Proton w przypadku braku zewnętrznego pola magnetycznego może być zorientowany wzdłuż dowolnego kierunku. W przypadku braku zewnętrznego pola magnetycznego, wektor magnetyzacji netto będzie równy zero. Po umieszczeniu w silnym zewnętrznym polu magnetycznym momenty magnetyczne protonu orientują się wzdłuż linii strumienia magnetycznego. Momenty magnetyczne protonów ustawiają się wzdłuż kierunku rzeczywistego pola magnetycznego B0. Wartość równowagowa wielkości magnetyzacji protonu M0 w obecności pola magnetycznego jest dana równaniem (1).

gdzie B0 jest statycznym polem magnetycznym, N jest liczbą spinów protonów w jednostce objętości, γ jest żyroskopowym współczynnikiem magnetycznym, stałą unikalną dla każdego jądra, h jest stałą Plancka, I jest spinem protonu, Ts jest temperaturą absolutną próbki w Kelwinach, a k jest stałą Boltzmanna.

Magnetyzacja M0 jest więc proporcjonalna do zewnętrznego pola magnetycznego B0. Momenty magnetyczne wykazują własność przetwarzania wokół pola B0. Częstotliwość Larmora w MRI odnosi się do szybkości precesji spinu pod wpływem momentu magnetycznego protonu wokół zewnętrznego pola magnetycznego. Precesja częstotliwości Larmora fL jest dana w Eq (2).

Dla protonu, γ2π jest równe 42.58 MHz/Tesla. Częstotliwość Larmora będzie w obszarze częstotliwości radiowych (40-50 MHz).

Aby uzyskać sygnał MRI, impulsy o częstotliwości radiowej (RF) są stosowane z częstotliwością Larmora fL prostopadle do głównego pola magnetycznego B0 zaburzając momenty magnetyczne protonów z ich położenia równowagi. Protony są ustawione wzdłuż statycznego pola magnetycznego. Ustawienie to jest zakłócane przez impuls RF o kącie 90°, a całkowite przesunięcie jest proporcjonalne do energii impulsu RF oraz częstotliwości Larmora. Jeśli energia impulsu RF jest wystarczająca do przechylenia wektora magnetyzacji (M) o 90°, to zostaje on przechylony do płaszczyzny poprzecznej. Wektor magnetyzacji kontynuuje proces wirowania wokół B0 w płaszczyźnie poprzecznej. Zmienna w czasie magnetyzacja wywołuje zmiany strumienia, które są wykrywane w cewce RF. Stałe relaksacji są ważnymi parametrami MRI. Dane wycinka MRI generowane są przy użyciu źródła promieniowania rentgenowskiego, które obraca się wokół obiektu. Najwcześniejszymi detektorami były detektory scyntylacyjne, z lampami fotopowielającymi wzbudzanymi przez kryształy jodku cezu. Jodek cezu został zastąpiony w latach 80-tych przez komory jonowe zawierające gaz ksenon pod wysokim ciśnieniem. Systemy te zostały z kolei zastąpione systemami scyntylacyjnymi opartymi na fotodiodach, zamiast na fotopowielaczach. Wiele skanów danych jest wykonywanych stopniowo, w miarę jak obiekt jest stopniowo przesuwany przez gantry. Typowy system MRI ze schematem ideowym sprzętu MRI składa się głównie z pięciu części: głównego magnesu, systemów gradientowych, systemu RF, systemów komputerowych i innych urządzeń pomocniczych, jak pokazano na rysunku 7 .

Wybór kierunku dla plasterków MRI i protokół skanowania MRI dla pacjentów z guzem mózgu przedstawiono na rysunku 8 i w tabeli 2 .