Segmentarea avansată a tumorilor cerebrale din imagini RMN

1.2. Imagistica prin rezonanță magnetică (IRM)

Imagistica prin rezonanță magnetică (IRM) este un instrument de diagnosticare utilizat pentru analiza și studierea anatomiei umane. Huang , Zhan și colab. și Yang și colab. au explicat imaginile medicale achiziționate în diferite benzi ale spectrului electromagnetic. Marea varietate de senzori utilizați pentru achiziția imaginilor și fizica din spatele acestora, fac ca fiecare modalitate să fie potrivită pentru un scop specific.

În IRM, imaginile sunt produse cu ajutorul unui câmp magnetic, care este de aproximativ 10.000 de ori mai puternic decât câmpul magnetic al Pământului (Armstrong , Stark , și Steen ). RMN-ul produce imagini mai detaliate decât alte tehnici, cum ar fi CT sau ultrasunetele. RMN-ul oferă, de asemenea, hărți ale structurilor anatomice cu un contrast ridicat al țesuturilor moi. Practic, rezonanța magnetică a nucleelor de hidrogen (1H) din apă și lipide este măsurată de un aparat RMN. Deoarece valorile semnalului sunt codificate pe 12 biți, 4096 nuanțe pot fi reprezentate de un pixel . Scanerele RMN necesită un câmp magnetic și acesta este disponibil la 1,5 sau 3 T. În comparație cu câmpul magnetic al Pământului (~50 μT), câmpul magnetic al unui scaner RMN de 3 T este de aproximativ 60.000 de ori mai mare decât cel al Pământului. Pacientul este plasat într-un câmp magnetic puternic, ceea ce face ca protonii din moleculele de apă din organism să se alinieze fie într-o orientare paralelă, fie antiparalelă cu câmpul magnetic. Se introduce un impuls de radiofrecvență, ceea ce face ca protonii care se rotesc să iasă din aliniere. Când impulsul este oprit, protonii se realiniază și emit un semnal de energie de radiofrecvență care este localizat de câmpurile magnetice și sunt variate spațial și activate și dezactivate rapid. O antenă radio din cadrul scanerului detectează semnalul și creează imaginea. Termenii utilizați în IRM sunt prezentați în tabelul 1 .

Tehnicile imagistice bazate pe IRM sunt utilizate pentru a caracteriza tumorile cerebrale în funcție de anatomia și fiziologia acestora. Clinicienii, în special, sunt interesați să determine localizarea tumorii, amploarea, cantitatea de necroză, aportul vascular și edemul asociat. Există diferite tehnici imagistice care sunt utile în furnizarea unui diagnostic diferențial relevant. Diferitele tehnici utilizate în prezent pentru imagistica tumorilor cerebrale sunt agenții de contrast, suprimarea grăsimii, angiografia prin rezonanță magnetică, IRM funcțională, imagistica ponderată prin difuzie (DWI), spectroscopia prin rezonanță magnetică și recuperarea rapidă a inversiei atenuate de fluid (FLAIR). În mediul clinic se aplică diferite metode de imagistică în funcție de tipul de tumoare și de cerințele de diagnosticare. Metodele utilizate în lucrarea de diagnosticare sunt descrise în detaliu .

Tehnica agenților de contrast oferă un contrast excelent pentru țesuturile moi. Uneori este necesar să se administreze un contrast exogen, de obicei o injecție intravenoasă a unui agent paramagnetic, cel mai frecvent Gd-DTPA. Efectul acestui agent este acela de a scurta timpul de relaxare al spinilor locali, determinând o scădere a semnalului pe imaginile ponderate în T2 și o creștere pe imaginile ponderate în T1. Imaginea RMN a creierului înainte și după amplificarea contrastului este prezentată în figura 1 .

Vascularitatea crescută a tumorilor produce o absorbție preferențială a agentului de contrast și poate fi utilizată pentru a observa mai bine tumorile din țesutul normal din jur. Dacă scanările RMN sunt achiziționate în mod repetat după injectarea contrastului, poate fi examinată natura dinamică a absorbției contrastului, ceea ce poate îmbunătăți diferențierea bolilor benigne și maligne.

Angiografia RM este una dintre cele mai mari zone de creștere a RMN. În condiții normale, efectele de flux pot provoca artefacte nedorite. Dar, în MRA, aceste fenomene sunt utilizate în mod avantajos pentru a permite imagistica neinvazivă a arborelui vascular. Tehnicile pot fi, în general, împărțite în metode „albe” sau „negre” pentru sânge, în funcție de faptul că spinii în mișcare apar mai strălucitori sau mai întunecați decât țesutul staționar. În cazul pierderii semnalului de mare viteză, sângele care s-a deplasat între impulsurile de 90 și 180° nu va produce un semnal și va apărea întunecat. Dacă se utilizează un TR scurt, spinii din felia de imagistică devin rapid saturați și spinii „proaspeți” care curg în această felie au toată magnetizarea lor disponibilă pentru a emite un semnal ridicat. Această tehnică funcționează cel mai bine pe secțiuni subțiri atunci când fluxul sanguin este perpendicular pe planul de imagistică. Deși agenții clinici actuali sunt extracelulari, aceștia se distribuie rapid în spațiul extravascular, iar sincronizarea precisă a secvenței de imagistică după injectarea contrastului poate oferi rezultate excelente. O bună sincronizare a bolusului arterial cu centrul achiziției spațiului k este crucială pentru a evita artefactele. Acest lucru poate fi realizat prin utilizarea unui mic „bolus de testare” sau prin monitorizarea fluxului de contrast cu ajutorul unor imagini 2D rapide înainte de inițierea secvenței imagistice reale. Angiografia oferită de imagistica RMN este prezentată în figura 2 .

RMRI funcțional este o tehnică de examinare a activării creierului, care, spre deosebire de PET, este neinvazivă și are o rezoluție spațială relativ mare. Cea mai comună metodă utilizează o tehnică numită contrast dependent de nivelul de oxigen din sânge. Acesta este un exemplu de contrast endogen, care utilizează diferențele inerente de semnal din conținutul de oxigenare a sângelui. În stare normală de repaus, o concentrație ridicată de dezoxihemoglobină atenuează semnalul IRM datorită naturii sale paramagnetice. Cu toate acestea, activitatea neuronală, ca răspuns la o anumită sarcină sau stimul, creează o cerere locală pentru aprovizionarea cu oxigen, ceea ce crește fracția de oxihemoglobină provocând o creștere a semnalului pe imaginile ponderate T2 sau T2*. Într-un experiment tipic, pacientul este supus unei serii de intervale de repaus și de sarcini, în timpul cărora sunt achiziționate în mod repetat imagini RMN. Modificările semnalului în decursul timpului sunt apoi examinate pixel cu pixel pentru a testa cât de bine se corelează cu modelul de stimul cunoscut. Pixelii care demonstrează o corelație semnificativă din punct de vedere statistic sunt evidențiați în culori și suprapuși pe o imagine RMN în tonuri de gri pentru a crea o hartă de activare a creierului. Locația și gradul de activare sunt legate de tipul de stimul. Astfel, o sarcină simplă de mișcare a degetului mare și a degetului mic va produce activare în cortexul motor primar. Studiul funcțional și harta de activare a RMN sunt prezentate în figura 3 .

Imagistica ponderată prin difuzie este o tehnică RMN, în care contrastul din cadrul imaginii se bazează pe mișcarea moleculelor de apă. Difuziunea se referă la mișcarea aleatorie a moleculelor de-a lungul unui gradient de concentrație. IRM-ul ponderat prin difuzie este un alt exemplu de contrast endogen, folosind mișcarea spinilor pentru a produce modificări de semnal. Cea mai comună metodă utilizează schema de gradient bipolar Stejskal-Tanner. Se aplică gradienți cu amplitudine egală, dar de polaritate opusă, pe un interval dat. Țesutul staționar este defazat și refazat în mod egal, în timp ce spinii care s-au deplasat în timpul intervalului suferă o defazare netă și o pierdere de semnal. Prin utilizarea unor gradienți de amplitudine suficient de mare, secvența devine sensibilă la mișcarea la nivel microscopic. Atenuarea semnalului depinde de gradul de difuzie, de intensitatea și de sincronizarea gradienților. Prin achiziția imaginilor cu diferite valori ale factorului b, se poate calcula o valoare pentru coeficientul de difuzie aparentă. Experimentul se realizează folosind gradienți de difuzie în orice direcție. Cu toate acestea, pentru a obține o descriere tridimensională completă a difuziei, se calculează un tensor pe baza unei noi imagini de gradient și a unor combinații de perechi de gradienți. Acesta este capabil să discearnă anizotropia datorată difuziei preferențiale de-a lungul structurilor sau fibrelor. Traseele materiei albe într-o imagine IRM normală a creierului sunt prezentate în figura 4 .

Spectroscopia IRM este o tehnică de afișare a informațiilor metabolice dintr-o imagine. Ea se bazează pe diferențele inerente ale frecvenței de rezonanță. Semnalul RMN este măsurat și se afișează un spectru. Prin utilizarea unei referințe standard, se determină speciile chimice ale fiecărui vârf. Pentru semnalul RMN de protoni, compusul de referință este tetrametilsilanul. Toate deplasările chimice sunt exprimate ca diferențe de frecvență față de acest compus, oferind o scală în părți pe milion, independentă de câmp. În acest standard, apa are o valoare caracteristică a vârfului de 4,7 ppm. Majoritatea metodelor utilizează intersecția a trei impulsuri RF cu selectare pe felii pentru a excita un volum de interes numit voxel.

Voxelurile multiple pot fi achiziționate prin utilizarea codificării de fază în fiecare dintre dimensiunile dorite. Această tehnică, numită imagistică cu deplasare chimică, este utilă în izolarea vârfurilor individuale și afișarea suprafeței integrate ca o scală de culori pentru a produce o hartă metabolică. Spectrul, atunci când este achiziționat de la un țesut cerebral normal și sănătos, prezintă semnalul de vârf caracteristic definit ca NAA; acesta oferă imagini cu un contrast excelent al țesuturilor moi. Dacă un spectru este prelevat dintr-o parte ușor mărită, dar cu aspect normal, a măduvei, acesta nu prezintă nici o intensificare cu gadoliniu. În acest caz, vârful NAA (N-acetil-aspartat) este absent, indicând pierderea țesutului viabil, iar vârful de colină este ridicat, indicând proliferarea celulară ridicată din tumori. Rezonanța magnetică cu protoni de voxel unic a creierului în țesut normal și malign este prezentată în figura 5 .

Imaginile RMN depind de absorbția undelor radio de către nucleele de hidrogen, 1H care are un spin nuclear intrinsec în cantități suficiente pentru a permite producerea unei imagini utile a corpului uman. Mulți dintre protonii din corpul uman se găsesc în nucleele de apă. Generarea imaginilor RMN este rezultatul interacțiunii sofisticate dintre componentele electronice, generatoarele de radiofrecvență, bobinele și gradientul care se interfațează cu un computer pentru comunicarea dintre diferitele componente electronice. Magnetul, bobinele de gradient și bobinele de radiofrecvență prezente în scanerul RMN sunt componentele de bază care ajută la formarea unei imagini. Diagrama schematică a scanerului RMN și părțile de bază ale scanerului RMN sunt prezentate în figura 6 .

Imagnetul este utilizat pentru a forma câmpul magnetic „extern” în care este plasat pacientul sau obiectul. Trei tipuri de magneți pot fi utilizați în imagistica prin RMN: permanenți, rezistivi și supraconductori. Magneții supraconductori sunt cei mai frecvent utilizați în scanerele RMN recente. Magneții supraconductori cu intensitatea câmpului în intervalul 1,5-3,0 T oferă un contrast bun al imaginii datorită schimbului de energie dintre protoni și mediile lor.

Protonul de hidrogen este nucleul primar utilizat pentru RMN deoarece produce cel mai puternic semnal. Protonul, în absența unui câmp magnetic extern, poate fi orientat pe orice direcție. În absența unui câmp magnetic extern, vectorul net de magnetizare va fi zero. Atunci când este plasat într-un câmp magnetic extern puternic, momentele magnetice ale protonului se orientează de-a lungul liniilor de flux magnetic. Momentele magnetice ale protonilor se aliniază de-a lungul direcției câmpului magnetic real B0. Valoarea de echilibru a mărimii magnetizării protonului M0 în prezența unui câmp magnetic este dată de Ecuația (1).

unde B0 este câmpul magnetic static, N este numărul de spini ai protonilor pe unitatea de volum, γ este raportul giroscopic magnetic, o constantă unică pentru fiecare nucleu, h este constanta lui Planck, I este spinul protonului, Ts este temperatura absolută a probei în Kelvin, iar k este constanta lui Boltzmann.

Astfel, magnetizarea M0 este proporțională cu câmpul magnetic extern B0. Momentele magnetice prezintă proprietatea de a se prelucra în jurul câmpului B0. Frecvența Larmor în IRM se referă la rata de precesie a spinului sub influența momentului magnetic al protonului în jurul câmpului magnetic extern. Precesia frecvenței Larmor fLeste dată de Ecuația (2).

Pentru proton, γ2πeste egală cu 42,58 MHz/Tesla. Frecvența Larmor va fi în regiunea de radiofrecvență (40-50 MHz).

Pentru a obține un semnal RMN, impulsurile de radiofrecvență (RF) sunt aplicate la frecvența Larmor fL perpendicular pe câmpul magnetic principal B0 perturbând momentele magnetice ale protonilor din poziția lor de echilibru. Protonii sunt aliniați de-a lungul câmpului magnetic static. Această aliniere este perturbată de un impuls RF de 90°, iar deplasarea totală este proporțională cu energia impulsului RF și, de asemenea, cu frecvența Larmor. Dacă energia impulsului RF este suficientă pentru a înclina vectorul de magnetizare (M) cu 90°, atunci acesta este înclinat în planul transversal. Vectorul de magnetizare continuă procesul de rotație în jurul lui B0 în planul transversal. Magnetizarea care variază în timp induce modificări de flux, care sunt detectate în bobina RF. Constantele de relaxare sunt parametrii importanți ai IRM. Datele de felie RMN sunt generate cu ajutorul unei surse de raze X care se rotește în jurul obiectului. Primii senzori au fost detectoarele de scintilație, cu tuburi foto-multiplicatoare excitate de cristale de iodură de cesiu. Iodura de cesiu a fost înlocuită în anii 1980 cu camere de ioni care conțineau gaz xenon de înaltă presiune. Aceste sisteme au fost, la rândul lor, înlocuite de sisteme de scintilație bazate pe fotodiode, în locul foto multiplicatorilor. Multe scanări de date sunt realizate progresiv, pe măsură ce obiectul este trecut treptat prin grilă. Sistemul IRM tipic cu diagrama schematică a echipamentului IRM constă în principal din cinci părți: magnetul principal, sistemele de gradient, sistemul RF, sistemele de calculatoare și alte echipamente auxiliare, așa cum se arată în figura 7 .

Selecția direcției pentru felii RMN și protocolul de scanare RMN pentru pacienții cu tumori cerebrale sunt prezentate în figura 8 și în tabelul 2 .

În scanerul RMN, o secțiune a feliei perpendiculară pe axa z se numește plan axial. Planul care împarte creierul în părțile stângă și dreaptă este cunoscut sub numele de plan sagital sau plan median. Planul vertical care împarte creierul în părți posterioare și anterioare este cunoscut sub numele de plan coronal sau frontal. Imaginea RMN a creierului în diferite planuri este prezentată în figura 9 .

Reprezentarea pixelilor RMN în principal pentru a crește contrastul dintre patologie și țesutul sănătos, pot fi utilizați agenți de intensificare, cum ar fi gadoliniul (Gd) (Kim et al. 2013). Gd are un moment magnetic mare, care declanșează fluctuații ale câmpului magnetic local în apropierea frecvenței Larmor. Imaginile RMN sunt grile de pixeli cu 512 rânduri și 512 coloane. Fiecare pixel al unei imagini RMN corespunde unui voxel, un element de volum, a cărui valoare reprezintă țesutul și semnalul RMN. Volumul unui voxel depinde de parametrii scanării IRM, cum ar fi grosimea feliei și spațierea pixelilor. Imaginile RMN sunt de obicei livrate în format DICOM. În afară de imaginea creierului, fișierele DICOM conțin informații despre scanare și despre pacient. În mod normal, o scanare RMN achiziționează mai mult de o felie, ceea ce duce la o secvență de imagini cu o distanță de 5,5 mm între felii . Secvența de RMN pentru 256 de felii este prezentată în figura 10 cu o spațiere de 5,5 mm între felii.

În această teză, algoritmul de segmentare este aplicat imaginilor RMN ale creierului cu tumori. Pentru a înțelege caracteristicile importante din punct de vedere clinic ale țesuturilor tumorale, anatomia creierului este luată în considerare în secțiunea următoare.

.