Segmentazione avanzata dei tumori cerebrali da immagini MRI

1.2. La risonanza magnetica (MRI)

La MRI è uno strumento diagnostico utilizzato per analizzare e studiare l’anatomia umana. Huang , Zhan et al. , e Yang et al. hanno spiegato le immagini mediche acquisite in varie bande dello spettro elettromagnetico. La grande varietà di sensori utilizzati per l’acquisizione di immagini e la fisica che sta dietro di essi, rendono ogni modalità adatta ad uno scopo specifico.

Nella risonanza magnetica, le immagini sono prodotte utilizzando un campo magnetico, che è circa 10.000 volte più forte del campo magnetico terrestre (Armstrong , Stark , e Steen ). La risonanza magnetica produce immagini più dettagliate di altre tecniche, come la TAC o gli ultrasuoni. La risonanza magnetica fornisce anche mappe di strutture anatomiche con un alto contrasto dei tessuti molli. Fondamentalmente, la risonanza magnetica dei nuclei di idrogeno (1H) in acqua e lipidi è misurata da uno scanner MRI. Poiché i valori del segnale sono codificati a 12 bit, 4096 sfumature possono essere rappresentate da un pixel. Gli scanner MRI richiedono un campo magnetico ed è disponibile a 1,5 o 3 T. In confronto al campo magnetico terrestre (~50 μT) il campo magnetico di uno scanner MRI 3 T è circa 60.000 volte il campo terrestre. Il paziente è posto in un forte campo magnetico, che fa sì che i protoni nelle molecole d’acqua del corpo si allineino in un orientamento parallelo o antiparallelo al campo magnetico. Viene introdotto un impulso di radiofrequenza che induce i protoni in rotazione a spostarsi dall’allineamento. Quando l’impulso viene interrotto, i protoni si riallineano ed emettono un segnale di energia a radiofrequenza che viene localizzato dai campi magnetici e sono spazialmente variati e rapidamente accesi e spenti. Un’antenna radio all’interno dello scanner rileva il segnale e crea l’immagine. I termini utilizzati nella risonanza magnetica sono riportati nella tabella 1.

Le tecniche di imaging basate sulla RM sono usate per caratterizzare il tumore del cervello secondo la loro anatomia e fisiologia. I clinici, in particolare, sono interessati a determinare la posizione del tumore, l’estensione, la quantità di necrosi, il rifornimento vascolare e l’edema associato. Ci sono diverse tecniche di imaging che sono utili per fornire una diagnosi differenziale rilevante. Le varie tecniche utilizzate oggi per l’imaging del tumore cerebrale sono gli agenti di contrasto, la soppressione del grasso, l’angiografia MR, la risonanza magnetica funzionale, l’imaging pesato in diffusione (DWI), la spettroscopia MR e il recupero rapido dell’inversione attenuato dai fluidi (FLAIR). Diversi metodi di imaging sono applicati nell’ambiente clinico secondo il tipo di tumore e i requisiti diagnostici. I metodi utilizzati nel lavoro di diagnosi sono descritti in dettaglio.

La tecnica degli agenti di contrasto fornisce un eccellente contrasto dei tessuti molli. A volte c’è bisogno di somministrare contrasto esogeno di solito un’iniezione endovenosa di qualche agente paramagnetico, più comunemente Gd-DTPA. L’effetto di questo agente è quello di accorciare il tempo di rilassamento degli spin locali causando una diminuzione del segnale sulle immagini T2-pesate e un aumento sulle immagini T1-pesate. L’immagine cerebrale MRI prima e dopo il potenziamento del contrasto è mostrata nella Figura 1.

L’aumentata vascolarizzazione dei tumori produce un assorbimento preferenziale del mezzo di contrasto e può essere usato per osservare meglio i tumori dal tessuto normale circostante. Se le scansioni MRI sono acquisite ripetutamente dopo l’iniezione di contrasto, la natura dinamica dell’assorbimento del contrasto può essere esaminata, il che può migliorare la differenziazione della malattia benigna e maligna.

L’angiografia MRI è una delle aree di maggiore crescita della MRI. In circostanze normali, gli effetti di flusso possono causare artefatti indesiderati. Ma, nella MRA questi fenomeni sono usati vantaggiosamente per permettere l’imaging non invasivo dell’albero vascolare. Le tecniche possono essere generalmente divise in metodi a sangue “bianco” o “nero” a seconda che le rotazioni in movimento appaiano più luminose o più scure del tessuto stazionario. Nella perdita di segnale ad alta velocità, il sangue che si è mosso tra gli impulsi di 90 e 180° non produrrà un segnale e apparirà scuro. Se viene utilizzato un TR breve, le spine nella fetta di imaging si saturano rapidamente e le spine “fresche” che fluiscono in questa fetta hanno la loro piena magnetizzazione disponibile per emettere un segnale elevato. Questa tecnica funziona al meglio su sezioni sottili quando il flusso sanguigno è perpendicolare al piano di imaging. Anche se gli attuali agenti clinici sono extracellulari, si distribuiscono rapidamente nello spazio extravascolare e la tempistica accurata della sequenza di imaging dopo l’iniezione di contrasto può fornire risultati eccellenti. Un buon tempismo del bolo arterioso con il centro dell’acquisizione dello spazio K è fondamentale per evitare artefatti. Questo può essere ottenuto utilizzando un piccolo “bolo di prova” o monitorando il flusso di contrasto utilizzando rapide immagini 2D prima di iniziare la sequenza di imaging reale. L’angiografia fornita dall’imaging MRI è mostrata nella Figura 2.

La RM funzionale è una tecnica per esaminare l’attivazione del cervello, che a differenza della PET, non è invasiva con una risoluzione spaziale relativamente alta. Il metodo più comune utilizza una tecnica chiamata contrasto dipendente dal livello di ossigeno nel sangue. Questo è un esempio di contrasto endogeno, utilizzando le differenze di segnale inerenti al contenuto di ossigenazione del sangue. Nel normale stato di riposo, un’alta concentrazione di deossiemoglobina attenua il segnale MRI a causa della sua natura paramagnetica. Tuttavia, l’attività neuronale, in risposta a qualche compito o stimolo, crea una domanda locale per la fornitura di ossigeno, che aumenta la frazione di ossiemoglobina causando un aumento del segnale sulle immagini pesate in T2 o T2*. In un tipico esperimento, il paziente viene sottoposto a una serie di intervalli di riposo e di compiti, durante i quali vengono ripetutamente acquisite immagini MRI. I cambiamenti di segnale nel corso del tempo vengono poi esaminati pixel per pixel per verificare la loro correlazione con il modello di stimolo noto. I pixel che dimostrano una correlazione statisticamente significativa sono evidenziati a colori e sovrapposti a un’immagine RM in scala di grigi per creare una mappa di attivazione del cervello. La posizione e l’estensione dell’attivazione è legata al tipo di stimolo. Così, un semplice compito di movimento del pollice-dito produrrà l’attivazione nella corteccia motoria primaria. Lo studio funzionale e la mappa di attivazione della risonanza magnetica sono mostrati nella figura 3.

Diffusion-weighted imaging è una tecnica MRI, in cui il contrasto nell’immagine è basato sul movimento delle molecole d’acqua. La diffusione si riferisce al movimento casuale delle molecole lungo un gradiente di concentrazione. La risonanza magnetica pesata per diffusione è un altro esempio di contrasto endogeno, utilizzando il movimento delle spine per produrre cambiamenti di segnale. Il metodo più comune impiega lo schema di gradiente bipolare Stejskal-Tanner. I gradienti di uguale ampiezza, ma di polarità opposta, sono applicati su un dato intervallo. Il tessuto stazionario viene dephasato e rifasato in modo uguale, mentre le spine che si sono mosse durante l’intervallo subiscono un dephasing netto e una perdita di segnale. Usando gradienti di ampiezza sufficientemente alta, la sequenza è resa sensibile al movimento a livello microscopico. L’attenuazione del segnale dipende dal grado di diffusione, dalla forza e dal tempo dei gradienti. Acquisendo le immagini con diversi valori del fattore b, un valore per il coefficiente di diffusione apparente può essere calcolato. L’esperimento viene eseguito utilizzando gradienti di diffusione in qualsiasi direzione. Tuttavia, per ottenere una descrizione tridimensionale completa della diffusione, viene calcolato un tensore basato su una nuova immagine di gradiente e combinazioni di coppie di gradienti. Questo è in grado di discernere l’anisotropia dovuta alla diffusione preferenziale lungo le strutture o le fibre. I tratti di materia bianca in una normale immagine cerebrale MRI sono mostrati nella Figura 4.

La spettroscopia MRI è una tecnica per visualizzare le informazioni metaboliche da un’immagine. Si basa sulle differenze inerenti alla frequenza di risonanza. Il segnale MRI viene misurato e viene visualizzato uno spettro. Utilizzando un riferimento standard, vengono determinate le specie chimiche di ogni picco. Per il segnale MRI protonico, il composto di riferimento è il tetrametilsilano. Tutti gli spostamenti chimici sono espressi come le differenze di frequenza da questo composto dando una scala parte per milione indipendente dal campo. In questo standard, l’acqua ha un valore di picco caratteristico di 4,7 ppm. La maggior parte dei metodi utilizza l’intersezione di tre impulsi RF selezionati a fette per eccitare un volume di interesse chiamato voxel.

I voxel multipli possono essere acquisiti utilizzando la codifica di fase in ciascuna delle dimensioni desiderate. Questa tecnica, chiamata chemical shift imaging, è utile per isolare i singoli picchi e visualizzare l’area integrata come una scala di colori per produrre una mappa metabolica. Lo spettro acquisito da un tessuto cerebrale normale e sano mostra il caratteristico segnale di picco definito come NAA; esso fornisce immagini con un eccellente contrasto dei tessuti molli. Se uno spettro viene preso da una parte del midollo allungato, ma altrimenti di aspetto normale, non mostra alcun miglioramento con il gadolinio. In questo caso, il picco NAA (N-acetil-aspartato) è assente indicando la perdita di tessuto vitale, e il picco della colina è elevato indicando l’alta proliferazione cellulare nei tumori. La risonanza magnetica protonica a singolo voxel del cervello nel tessuto normale e maligno è mostrata nella Figura 5.

Le immagini MRI dipendono dall’assorbimento delle onde radio da parte dei nuclei di idrogeno, 1H che ha uno spin nucleare intrinseco in quantità sufficiente per consentire la produzione di un’immagine utile del corpo umano. Molti dei protoni all’interno del corpo umano si trovano nei nuclei dell’acqua. La generazione di immagini MRI è il risultato della sofisticata interazione tra i componenti elettronici, generatori di radiofrequenza, bobine e gradiente che si interfacciano con un computer per la comunicazione tra le diverse elettroniche. Il magnete, le bobine di gradiente e le bobine RF presenti nello scanner MRI sono le parti fondamentali che aiutano a formare un’immagine. Il diagramma schematico dello scanner MRI e le parti di base dello scanner MRI sono mostrati nella Figura 6.

Il magnete è usato per formare il campo magnetico “esterno” in cui è posto il paziente o l’oggetto. Tre tipi di magneti possono essere utilizzati nella risonanza magnetica: permanenti, resistivi e superconduttori. I magneti superconduttori sono i più usati nei recenti scanner MRI. I magneti superconduttori con intensità di campo 1,5-3,0 T offrono un buon contrasto d’immagine grazie allo scambio di energia tra i protoni e i loro ambienti.

Il protone dell’idrogeno è il nucleo primario utilizzato per la risonanza magnetica perché produce il segnale più forte. Il protone in assenza di un campo magnetico esterno può essere orientato lungo qualsiasi direzione. In assenza di un campo magnetico esterno, il vettore di magnetizzazione netto sarà zero. Quando si trova in un forte campo magnetico esterno, i momenti magnetici del protone si orientano lungo le linee di flusso magnetico. I momenti magnetici dei protoni si allineano lungo la direzione del campo magnetico effettivo B0. Il valore di equilibrio della grandezza della magnetizzazione del protone M0 in presenza di campo magnetico è dato dalla Eq (1).

dove B0 è il campo magnetico statico, N è il numero di spin del protone per unità di volume, γ è il rapporto giro magnetico, una costante unica per ogni nucleo, h è la costante di Planck, I è lo spin del protone, Ts è la temperatura assoluta del campione in Kelvin e k è la costante di Boltzmann.

Quindi, la magnetizzazione M0 è proporzionale al campo magnetico esterno B0. I momenti magnetici mostrano la proprietà di elaborazione intorno al campo B0. La frequenza di Larmor nella risonanza magnetica si riferisce al tasso di precessione dello spin sotto l’influenza del momento magnetico del protone intorno al campo magnetico esterno. La precessione della frequenza di Larmor fL è data in Eq (2).

Per il protone, γ2π è uguale a 42,58 MHz/Tesla. La frequenza di Larmor sarà nella regione delle radiofrequenze (40-50 MHz).

Per ottenere un segnale MRI, gli impulsi di radiofrequenza (RF) sono applicati alla frequenza di Larmor fL perpendicolarmente al campo magnetico principale B0 disturbando i momenti magnetici dei protoni dalla loro posizione di equilibrio. I protoni sono allineati lungo il campo magnetico statico. Questo allineamento è disturbato da un impulso RF di 90° e lo spostamento totale è proporzionale all’energia dell’impulso RF e anche alla frequenza di Larmor. Se l’energia dell’impulso RF è sufficiente a ribaltare il vettore di magnetizzazione (M) di 90°, allora è ribaltato nel piano trasversale. Il vettore di magnetizzazione continua a girare intorno a B0 nel piano trasversale. La magnetizzazione variabile nel tempo induce dei cambiamenti di flusso, che vengono rilevati nella bobina RF. Le costanti di rilassamento sono i parametri importanti della MRI. I dati della fetta di MRI sono generati utilizzando una sorgente di raggi X che ruota intorno all’oggetto. I primi sensori erano rivelatori a scintillazione, con tubi moltiplicatori di foto eccitati da cristalli di ioduro di cesio. Lo ioduro di cesio fu sostituito negli anni ’80 da camere ioniche contenenti gas xeno ad alta pressione. Questi sistemi sono stati, a loro volta, sostituiti da sistemi di scintillazione basati sui fotodiodi, invece di foto moltiplicatori. Molte scansioni di dati sono prese progressivamente, mentre l’oggetto passa gradualmente attraverso il gantry. Il tipico sistema MRI con il diagramma schematico dell’attrezzatura MRI consiste principalmente di cinque parti: il magnete principale, i sistemi di gradiente, il sistema RF, i sistemi informatici e altre attrezzature ausiliarie come mostrato nella Figura 7.

La selezione della direzione per le fette MRI e il protocollo di scansione MRI per i pazienti con tumore al cervello sono mostrati nella Figura 8 e nella Tabella 2.

Nello scanner MRI, una sezione della fetta perpendicolare all’asse z è chiamata piano assiale. Il piano che divide il cervello in parte destra e sinistra è detto piano sagittale o mediano. Il piano verticale che divide il cervello in parti posteriori e anteriori è noto come piano coronale o frontale. L’immagine cerebrale MRI in diversi piani è mostrata nella Figura 9.

Rappresentazione dei pixel di risonanza magnetica principalmente al fine di aumentare il contrasto tra la patologia e il tessuto sano, agenti di miglioramento come il gadolinio (Gd) può essere utilizzato (Kim et al. 2013). Il Gd ha un grande momento magnetico, che innesca fluttuazioni nel campo magnetico locale vicino alla frequenza di Larmor. Le immagini MRI sono griglie di pixel con 512 righe e 512 colonne. Ogni pixel di un’immagine MRI corrisponde a un voxel, un elemento di volume, il cui valore rappresenta il tessuto e il segnale MRI. Il volume di un voxel dipende dai parametri della scansione MRI come lo spessore della fetta e la spaziatura dei pixel. Le immagini MRI sono di solito consegnate in formato DICOM. Oltre all’immagine del cervello, i file DICOM contengono informazioni sulla scansione e sul paziente. Normalmente, una scansione MRI acquisisce più di una fetta, il che porta a una sequenza di immagini con una spaziatura di 5,5 mm tra le fette. La sequenza di risonanza magnetica per 256 fette è mostrata nella Figura 10 con una spaziatura di 5,5 mm tra le fette.

In questa tesi, l’algoritmo di segmentazione viene applicato alle immagini di risonanza magnetica del cervello con tumori. Al fine di comprendere le caratteristiche clinicamente importanti dei tessuti tumorali, l’anatomia del cervello è considerata nella prossima sezione.