Segmentação Avançada do Tumor Cerebral a partir de Imagens de Ressonância Magnética

1.2. Ressonância magnética (RM)

A RM é uma ferramenta de diagnóstico utilizada para analisar e estudar a anatomia humana. Huang , Zhan et al. e Yang et al. explicaram as imagens médicas adquiridas em várias bandas do espectro eletromagnético. A grande variedade de sensores usados para a aquisição de imagens e a física por trás delas, tornam cada modalidade adequada para um propósito específico.

Na RM, as imagens são produzidas usando um campo magnético, que é aproximadamente 10.000 vezes mais forte que o campo magnético da Terra (Armstrong , Stark , e Steen ). A MRI produz imagens mais detalhadas que outras técnicas, como a TC ou ultra-som. A MRI também fornece mapas de estruturas anatômicas com alto contraste de tecidos moles. Basicamente, a ressonância magnética dos núcleos de hidrogênio (1H) em água e lipídios é medida por um aparelho de ressonância magnética. Como os valores do sinal são codificados em 12 bits, 4096 tons podem ser representados por um pixel . Os scanners de ressonância magnética requerem um campo magnético e este está disponível a 1,5 ou 3 T. Em comparação com o campo magnético da Terra (~50 μT) o campo magnético de um scanner de ressonância magnética de 3 T é aproximadamente 60.000 vezes o campo da Terra. O paciente é colocado num campo magnético forte, o que faz com que os prótons das moléculas de água do corpo se alinhem em uma orientação paralela ou anti-paralela com o campo magnético. É introduzido um pulso de radiofrequência, fazendo com que os prótons giratórios saiam do alinhamento. Quando o pulso é interrompido, os prótons realinham-se e emitem um sinal de energia de radiofreqüência que é localizado pelos campos magnéticos e são espacialmente variados e rapidamente ligados e desligados. Uma antena de rádio dentro do scanner detecta o sinal e cria a imagem. Os termos usados na RM são mostrados na Tabela 1 .

Técnicas de imagem baseadas em RM são usadas para caracterizar o tumor cerebral de acordo com sua anatomia e fisiologia. Os clínicos, particularmente, estão interessados em determinar a localização do tumor, extensão, quantidade de necrose, suprimento vascular e edema associado. Existem diferentes técnicas de imagem que são úteis para fornecer um diagnóstico diferencial relevante. As várias técnicas utilizadas atualmente para a imagem de tumor cerebral são agentes de contraste, supressão de gordura, angiografia de RM, RM funcional, imagem ponderada por difusão (DWI), espectroscopia de RM e recuperação rápida de inversão atenuada por fluido (FLAIR). Diferentes métodos de imagem são aplicados no ambiente clínico de acordo com o tipo de tumor e as exigências diagnósticas. Os métodos usados no trabalho de diagnóstico são descritos em detalhes .

A técnica de agentes de contraste proporciona um excelente contraste de tecidos moles. Às vezes há necessidade de administrar contraste exógeno, geralmente uma injeção intravenosa de algum agente paramagnético, mais comumente Gd-DTPA. O efeito deste agente é encurtar o tempo de relaxamento das rotações locais causando uma diminuição do sinal nas imagens ponderadas em T2 e um aumento nas imagens ponderadas em T1. A imagem do cérebro por RM antes e depois do realce de contraste é mostrada na Figura 1 .

O aumento da vascularização dos tumores produz uma absorção preferencial do agente de contraste e pode ser usado para observar melhor os tumores a partir do tecido normal circundante. Se a ressonância magnética for adquirida repetidamente após a injeção do contraste, a natureza dinâmica da captação do contraste pode ser examinada, o que pode melhorar a diferenciação da doença benigna e maligna.

A angiografia de RM é uma das maiores áreas de crescimento da RM. Em circunstâncias normais, os efeitos do fluxo podem causar artefatos indesejados. Mas, na RM estes fenômenos são usados vantajosamente para permitir a imagem não invasiva da árvore vascular. As técnicas podem ser geralmente divididas em métodos de sangue “branco” ou “preto”, dependendo se os giros em movimento parecem mais brilhantes ou mais escuros que o tecido estacionário. Na perda de sinal de alta velocidade, o sangue que se moveu entre 90 e 180° pulsos não produzirá um sinal e parecerá escuro. Se for usada uma TR curta, as giros na fatia de imagem ficam rapidamente saturadas e as giros “frescos” que fluem para esta fatia têm sua magnetização total disponível para emitir um sinal alto. Esta técnica funciona da melhor maneira em secções finas quando o fluxo de sangue é perpendicular ao plano de imagem. Embora os agentes clínicos atuais sejam extracelulares, eles se distribuem rapidamente pelo espaço vascular extra e o tempo preciso da sequência de imagens após a injeção de contraste pode proporcionar excelentes resultados. O bom timing do bolus arterial com o centro de aquisição do espaço k é crucial para evitar artefatos. Isso pode ser conseguido usando um pequeno “bolo de teste” ou monitorando o fluxo de contraste usando imagens 2D rápidas antes de iniciar a seqüência real de aquisição de imagem. A angiografia fornecida pela RM é mostrada na Figura 2 .

Ressonância magnética funcional é uma técnica para examinar a ativação cerebral, que ao contrário da PET, é não invasiva com resolução espacial relativamente alta. O método mais comum utiliza uma técnica chamada contraste dependente do nível de oxigênio no sangue. Este é um exemplo de contraste endógeno, fazendo uso das diferenças de sinal inerentes ao conteúdo da oxigenação do sangue. No estado normal de repouso, uma alta concentração de desoxi-hemoglobina atenua o sinal da RM devido à sua natureza paramagnética. Entretanto, a atividade neuronal, em resposta a alguma tarefa ou estímulo, cria uma demanda local pela oferta de oxigênio, o que aumenta a fração de hemoglobina oxigenada causando um aumento de sinal nas imagens ponderadas em T2 ou T2*. Em um experimento típico, o paciente é submetido a uma série de intervalos de repouso e tarefa, durante os quais as imagens de RM são repetidamente adquiridas. As alterações de sinal durante o tempo são então examinadas pixel a pixel para testar o quão bem se correlacionam com o padrão de estímulo conhecido. Os pixels que demonstram uma correlação estatisticamente significativa são realçados em cores e sobrepostos a uma imagem de RM em escala de cinza para criar um mapa de ativação do cérebro. A localização e extensão da ativação está ligada ao tipo de estímulo. Assim, uma simples tarefa de movimento do dedo polegar irá produzir ativação no córtex motor primário. O estudo funcional e o mapa de ativação da RM é mostrado na Figura 3 .

A imagem ponderada pela difusão é uma técnica de MRI, na qual o contraste dentro da imagem é baseado no movimento das moléculas de água. A difusão refere-se ao movimento aleatório das moléculas ao longo de um gradiente de concentração. A RM ponderada por difusão é outro exemplo de contraste endógeno, usando o movimento de giros para produzir mudanças de sinal. O método mais comum emprega o esquema de gradiente bipolar de Stejskal-Tanner. Os gradientes com amplitude igual, mas polaridade oposta, são aplicados ao longo de um dado intervalo. O tecido estacionário é desfasado e refase igualmente, enquanto as rotações que se moveram durante o intervalo sofrem um desfasamento líquido e perda de sinal. Ao utilizar gradientes de amplitude suficientemente elevados, a sequência é tornada sensível ao movimento ao nível microscópico. A atenuação do sinal depende do grau de difusão, da força e do tempo dos gradientes. Ao adquirir as imagens com diferentes valores de fator b, um valor para o coeficiente de difusão aparente pode ser calculado. O experimento é realizado usando gradientes de difusão em qualquer direção. Entretanto, para obter uma descrição tridimensional completa da difusão, um tensor é calculado com base em uma nova imagem de gradiente e combinações de pares de gradientes. Isto é capaz de discernir a anisotropia devido à difusão preferencial ao longo das estruturas ou fibras. As vias de matéria branca em uma imagem cerebral normal de RM são mostradas na Figura 4 .

Espectroscopia de RM é uma técnica para exibir as informações metabólicas de uma imagem. Ela se baseia nas diferenças inerentes na freqüência ressonante. O sinal da ressonância magnética é medido e um espectro é exibido. Usando uma referência padrão, as espécies químicas de cada pico são determinadas. Para o sinal de RM de prótons, o composto de referência é o tetrametilsilano. Todas as mudanças químicas são expressas como as diferenças de frequência deste composto dando uma parte independente do campo por milhão de escalas. Neste padrão, a água tem um valor de pico característico de 4,7 ppm. A maioria dos métodos usa a intersecção de três pulsos de RF slice-select para excitar um volume de interesse chamado voxel.

Os múltiplos voxels podem ser adquiridos usando a codificação de fase em cada uma das dimensões desejadas. Esta técnica, chamada de imagem de deslocamento químico, é útil para isolar picos individuais e exibir a área integrada como uma escala de cores para produzir um mapa metabólico. O espectro quando adquirido de um tecido cerebral normal saudável exibe o sinal característico de pico definido como NAA; ele fornece imagens com excelente contraste de tecidos moles. Se um espectro for obtido de uma parte da medula ligeiramente aumentada, mas de outro modo com aspecto normal, não mostra qualquer realce com gadolínio. Neste caso, o pico NAA (N-acetil-aspartato) está ausente, indicando a perda de tecido viável, e o pico de colina está elevado, indicando a alta proliferação celular em tumores. A RM de próton voxel único de cérebro em tecido normal e maligno é mostrada na Figura 5 .

As imagens de RM são dependentes da absorção de ondas de rádio pelos núcleos de hidrogênio, 1H que tem um spin nuclear intrínseco em quantidade suficiente para permitir a produção de uma imagem útil do corpo humano. Muitos dos prótons dentro do corpo humano são encontrados nos núcleos de água. A geração de imagens MRI é o resultado da sofisticada interação entre os componentes eletrônicos, geradores de radiofreqüência, bobinas e gradiente que fazem interface com um computador para a comunicação entre os diferentes componentes eletrônicos. O ímã, as bobinas de gradiente e as bobinas de RF presentes no scanner de MRI são as partes básicas que ajudam a formar uma imagem. O diagrama esquemático do scanner de RM e as partes básicas do scanner de RM são mostradas na Figura 6 .

O ímã é usado para formar o campo magnético “externo” no qual o paciente ou objeto é colocado. Três tipos de ímãs podem ser usados em imagens de RM: permanente, resistivo e supercondutor. Os ímãs supercondutores são os mais comumente usados nos scanners de RM recentes. Os ímãs supercondutores com intensidade de campo de 1,5-3,0 T oferecem bom contraste na imagem devido à troca de energia entre os prótons e seus ambientes.

O próton de hidrogênio é o núcleo primário usado para a RM porque produz o sinal mais forte. O próton na ausência de um campo magnético externo pode ser orientado em qualquer direção. Na ausência de um campo magnético externo, o vetor de magnetização da rede será zero. Quando colocado num campo magnético externo forte os momentos magnéticos do próton se orientam ao longo das linhas de fluxo magnético. Os momentos magnéticos dos prótons se alinham ao longo da direção do campo magnético real B0. O valor de equilíbrio da magnitude da magnetização do próton M0 na presença do campo magnético é dado em Eq (1).

onde B0 é o campo magnético estático, N é o número de rotações do próton por unidade de volume, γ é a razão giroscópica magnética, uma constante única para cada núcleo, h é a constante de Planck, I é o giro do próton, Ts é a temperatura absoluta da amostra em Kelvin, e k é a constante de Boltzmann.

Assim, a magnetização M0 é proporcional ao campo magnético externo B0. Os momentos magnéticos exibem a propriedade de processamento em torno do campo B0. A frequência Larmor na RM refere-se à taxa de precessão do spin sob a influência do momento magnético do próton em torno do campo magnético externo. A precessão da frequência de Larmor fLis dada em Eq (2).

Para o próton, γ2πis igual a 42,58 MHz/Tesla. A frequência Larmor estará na região de radiofrequência (40-50 MHz).

Para obter um sinal MRI, os impulsos de radiofrequência (RF) são aplicados na frequência Larmor fL perpendicular ao campo magnético principal B0 perturbando os momentos magnéticos dos prótons a partir da sua posição de equilíbrio. Os prótons são alinhados ao longo do campo magnético estático. Este alinhamento é perturbado por um impulso RF de 90° e o deslocamento total é proporcional à energia do impulso RF e também à frequência Larmor. Se a energia do impulso RF for suficiente para inclinar o vector de magnetização (M) em 90°, então ele é inclinado para o plano transversal. O vector de magnetização continua a girar em torno de B0 no plano transversal. A magnetização variável no tempo induz mudanças de fluxo, que são detectadas na bobina de RF. As constantes de relaxamento são os parâmetros importantes da ressonância magnética. Os dados da fatia de MRI são gerados usando uma fonte de raios X que gira em torno do objeto. Os primeiros sensores eram detectores de cintilação, com tubos foto multiplicadores excitados por cristais de iodeto de césio. O iodeto de césio foi substituído durante a década de 1980 por câmaras de iões contendo gás xénon de alta pressão . Estes sistemas foram, por sua vez, substituídos por sistemas de cintilação baseados nos fotodíodos, em vez de foto multiplicadores. Muitas varreduras de dados são realizadas progressivamente, à medida que o objeto é gradualmente passado através do pórtico. O sistema típico de RM com o diagrama esquemático do equipamento de RM consiste principalmente de cinco partes: o magneto principal, sistemas de gradiente, sistema de RF, sistemas de computador e outros equipamentos auxiliares como mostrado na Figura 7 .

A seleção de direção para cortes de ressonância magnética e o protocolo de ressonância magnética para pacientes com tumor cerebral são mostrados na Figura 8 e na Tabela 2 .

No aparelho de ressonância magnética, uma secção da fatia perpendicular ao eixo z é chamada de plano axial. O plano que divide o cérebro em partes esquerda e direita é conhecido como plano sagital ou plano mediano. O plano vertical que divide o cérebro em partes posteriores e anteriores é conhecido como plano coronal ou frontal. A imagem do cérebro por RM em diferentes planos é mostrada na Figura 9 .

Representação de pixels de RM principalmente para aumentar o contraste entre patologia e tecido saudável, agentes de realce como o gadolínio (Gd) podem ser usados (Kim et al. 2013). O Gd tem um grande momento magnético, o que desencadeia flutuações no campo magnético local próximo à frequência Larmor. As imagens de RM são grelhas de pixels com 512 filas e 512 colunas. Cada pixel de uma imagem de IRM corresponde a um voxel, um elemento de volume, cujo valor representa o sinal do tecido e da IRM. O volume de um voxel depende dos parâmetros da ressonância magnética, como espessura da fatia e espaçamento de pixels. As imagens de ressonância magnética são geralmente entregues em formato DICOM. Além da imagem do cérebro, os arquivos DICOM contêm informações sobre o exame e o paciente. Normalmente, uma ressonância adquire mais de uma fatia, o que leva a uma sequência de imagens com espaçamento de 5,5 mm entre as fatias . A sequência de RM para 256 fatias é mostrada na Figura 10 com espaçamento de 5,5 mm entre as fatias.

Nesta tese, o algoritmo de segmentação é aplicado às imagens cerebrais de RM com tumores. A fim de compreender as características clinicamente importantes dos tecidos tumorais, a anatomia do cérebro é considerada na próxima seção.