Index of /rozprawy2/10251

Pełen tekst

(1)AKADEMIA GÓRNICZO – HUTNICZA. im. Stanisława Staszica w Krakowie Wydział Elektrotechniki, Automatyki, Informatyki i Elektroniki. mgr inŜ. Tomasz Hachaj. Techniki rozpoznawania obrazów w zadaniach interpretacji znaczeniowej zmian perfuzji krwi tkanki mózgowej. ROZPRAWA DOKTORSKA. Promotor Prof. dr hab. Marek Ogiela. Kraków 2010.

(2) Autor wyraŜa swe gorące podziękowania Panu profesorowi doktorowi habilitowanemu Markowi Ogieli – promotorowi tej pracy, którego pomoc oraz uwagi merytoryczne i formalne miały ogromne znaczenie w przygotowaniu tej dysertacji. Panu profesorowi doktorowi habilitowanemu Jackowi Migdałkowi – rektorowi Uniwersytetu Pedagogicznego imienia Komisji Edukacji Narodowej w Krakowie, kierownikowi Katedra Informatyki i Metod Komputerowych za okazaną Ŝyczliwość oraz pomoc w sfinansowaniu badań naukowych, dzięki której moŜliwa była prezentacja niektórych wyników podczas wyjazdów konferencyjnych. Panu. profesorowi. doktorowi. habilitowanemu. Andrzejowi. Urbanikowi. –. kierownikowi Zakładu Diagnostyki Obrazowej Szpitala Uniwersyteckiego w Krakowie, dzięki którego uprzejmości uzyskano zobrazowania medyczne wykorzystywane w badaniach.. 1.

(3) SPIS TREŚCI 1. Wstęp ................................................................................................................................................... 4 2. Wybrane wiadomości na temat diagnostyki mózgowia za pomocą zobrazowań perfuzyjnych ........ 11 2.1 Choroby naczyniopochodne ośrodkowego układu nerwowego................................................... 11 2.2 Techniki diagnozowania chorób naczyniopochodnych ośrodkowego układu nerwowego (OUN) ........................................................................................................................................................... 13 2.2.1 Techniki dopplerowskie (USG dopplerowskie).................................................................... 14 2.2.2 Tomografia komputerowa (TK)............................................................................................ 15 2.2.3 Cyfrowa angiografia substrakcyjna (DSA - Digital Subtraction Angiography)................... 16 2.2.4 Angiografia tomografii komputerowej / rezonansu magnetycznego (angio TK / angio RM) ....................................................................................................................................................... 17 2.2.5 Tomografia rezonansu magnetycznego (RM) ...................................................................... 18 2.2.6 Badania radioizotopowe – SPECT i PET ............................................................................. 19 2.3 Badanie perfuzji mózgowej ......................................................................................................... 20 2.3.1 Badanie z dyfundującym wskaźnikiem kontrastowym......................................................... 24 2.3.2 Badanie z niedyfundującym wskaźnikiem kontrastowym, dynamiczna perfuzja TK, model Meiera – Zierlaya........................................................................................................................... 26 2.3.3 Diagnozowanie na podstawie map perfuzyjnych ................................................................. 33 2.3.4 Prognostyczne znaczenie map perfuzji mózgowej dynamicznej pTK.................................. 35 2.4 Obecny stan wiedzy na temat automatycznych metod diagnostyki zobrazowań perfuzyjnych mózgu ................................................................................................................................................ 39 2.5 Charakterystyka zbioru badawczego zobrazowań perfuzyjnych ................................................. 41 3. Algorytm automatycznego wykrywania potencjalnych zmian chorobowych na mapach perfuzji mózgowej............................................................................................................................................... 44 3.1 Detekcja osi symetrii ................................................................................................................... 44 3.2 Detekcja asymetrii na mapach CBF i CBV ................................................................................. 48 3.3 Wyznaczanie wartości parametrów perfuzji................................................................................ 56 3.4 Ocena skuteczności działania algorytmu detekcji asymetrii........................................................ 57 4. Techniki dopasowania zobrazowań ................................................................................................... 63 4.1 Metody transformacji globalnej................................................................................................... 66 4.1.1 Transformacja afiniczna ....................................................................................................... 66 4.2 Metody z „rzadką siatką”............................................................................................................. 68 4.3 Metody z „gęstą siatką ” .............................................................................................................. 73 4.3.1 Szybka aproksymacja filtru gaussowskiego dla algorytmu Thiriona ................................... 76 4.4 Inne metody ................................................................................................................................. 81. 2.

(4) 5. Budowa deformowalnego atlasu mózgu............................................................................................ 82 5.1 Atlas Talairach............................................................................................................................. 83 5.2 Tworzenie wzorcowych przekrojów CT oraz ich opisów ........................................................... 84 5.3 Dobór optymalnego algorytmu dopasowania obrazu .................................................................. 86 6. Algorytmy oceny znaczenia zmian chorobowych ........................................................................... 100 6.1 Określenie typu zmiany chorobowej ......................................................................................... 100 6.2 MoŜliwości określenia rokowań dla chorych tkanek................................................................. 102 6.3 Badanie skuteczności algorytmów rozpoznawania ................................................................... 104 7. Architektura systemu analizującego zobrazowania diagnostyczne pTK......................................... 106 8. Podsumowanie wyników badań....................................................................................................... 110 Literatura.............................................................................................................................................. 114 Dodatek A - implementacja systemu DMD......................................................................................... 120. 3.

(5) 1. Wstęp Komputerowa analiza obrazów tomografii komputerowej (TK) i rezonansu magnetycznego (RM) mózgu od wielu lat budzi coraz większe zainteresowanie wśród badaczy, a takŜe znajduje odzwierciedlenie w literaturze krajowej i zagranicznej, nie wyłączając. producentów. oprogramowania. wspomagającego. diagnostykę. medyczną. mózgowia. Badania te obejmują między innymi zagadnienia segmentacji obrazów [19], [47], tworzenia baz danych obrazów TK/RM [46], analizy morfometrycznej [93], detekcji stanów patologicznych [1], [20] oraz przestrzennej wizualizacji i rekonstrukcji [21], [110]. Badania dotyczące wykrywania zmian patologicznych poprzez detekcję asymetrii na zobrazowaniach TK i RM były podejmowane między innymi w [92]. Nie zajęto się natomiast jeszcze problemem detekcji asymetrii (a więc i patologii) na zobrazowaniach perfuzyjnych TK i RM. W dalszej części pracy pojęcia mapy perfuzji mózgowej oraz zobrazowania perfuzji będą uŜywane wymiennie. Badanie dynamicznej perfuzji TK/RM jest nowoczesną i szeroko stosowaną w neuroradiologii techniką oceny regionalnego lub całkowitego przepływu krwi w jednostce czasu. Obrazowanie perfuzji mózgowej nabiera coraz większego znaczenia w diagnostyce wielu rodzajów urazów głowy, ale takŜe padaczki i chorób naczyniopochodnych mózgowia, w tym szczególnie udarów mózgu [101], [24], [90], [59], [63]. Badanie pTK (perfuzji TK) pozwala na rozpoznanie zmian strukturalnych w przebiegu niedokrwienia, a takŜe na zróŜnicowanie udaru niedokrwiennego mózgu z krwotocznym. NaleŜy zaznaczyć, Ŝe w wysoko uprzemysłowionych krajach udar mózgu jest trzecią co do częstości przyczyną śmierci (po zawale serca i nowotworach złośliwych) oraz najczęstszą przyczyną śmierci w starszym wieku [22], dlatego pojawia się konieczność jego szybkiego diagnozowania, oraz ustalenia przyczyny jego wystąpienia (ze względu na róŜne metody leczenia i wąski przedział czasu, w którym moŜna je zastosować). Mimo określenia norm ilościowych dla poszczególnych parametrów perfuzji zaleca się stosowanie diagnostyki opartej na ocenie wartości względnych uzyskanych na podstawie analizy porównawczej symetrycznych obszarów zainteresowań (ROI – region of interests) z obu półkul mózgowych uwidacznianych na poddawanych analizie zobrazowaniach [101]. Zmiany chorobowe mózgowia są obecnie powszechnie obrazowane z zastosowaniem TK i RM (z powodu duŜych moŜliwości diagnostycznej tych technik). Pomimo powszechności tych badań naleŜy stwierdzić, Ŝe interpretacja znaczeniowa uwidocznionych 4.

(6) patologii jest jednak często utrudniona, a z uŜyciem komputerów w ogóle nie stosowana [73]. Uzasadnia to celowość rozwijania badań prowadzących do doskonalenia narzędzi diagnostyki perfuzji mózgowej. Praktyczne zastosowanie tych narzędzi niesie ze sobą korzyści zarówno dla pacjenta, jak i lekarza diagnosty. Wśród takich korzyści moŜna wymienić:. -. Znaczną eliminację błędów mogących wystąpić przy diagnozie postawionej przez lekarza.. -. Szybką i przedstawioną w przejrzysty sposób analizę schorzenia, często z jego znaczeniową interpretacją.. -. MoŜliwości. wykorzystania. ogromnej. wiedzy. zawartej. w. rozproszonych,. specjalistycznych bazach danych medycznych, do których dostęp jest moŜliwy dzięki rozwojowi technologii teleinformatycznych (telemedycyna, PACS) [43], [45], [74].. Pomimo powszechności badań perfuzyjnych i licznych komercyjnych [90] oraz darmowych [54] pakietów pozwalających na generację map dynamicznej perfuzji TK, nie prowadzi się powszechnych badań w kierunku ich automatycznej analizy i semantycznego rozumienia [73], [74], [95]. Autor tej dysertacji nie znalazł Ŝadnej pozycji w literaturze podejmującej zagadnienie automatycznej, komputerowej analizy map perfuzji mózgowej TK, natomiast moŜna spotkać rozwiązania dotyczące automatycznej analizy map perfuzyjnych pozyskanych przy pomocy innych rodzajów badań radiologicznych. W [56] autorzy korzystają z atlasu mózgu w celu analizy map perfuzji uzyskanych przy pomocy SPECT. Inne podejście moŜna spotkać w [71], gdzie autorzy automatycznie odnajdują obszary mózgu potencjalnie objęte udarem, natomiast wykorzystują do tego jedynie zobrazowania 3D RM. Niniejsza dysertacja wypełnia zatem tę lukę badawczą rozwijając nie tylko algorytmy detekcji zmian patologicznych uwidacznianych w badaniach perfuzji mózgowia, ale równieŜ proponując nowe rozwiązania w dziedzinie komputerowego wspomagania diagnostyki oraz zaawansowanych technik znaczeniowej analizy zobrazowań medycznych. Badania perfuzji mózgowej TK dokonuje się przy uŜyciu dwóch podstawowych technik opartych na róŜnych modelach matematycznych i środkach kontrastowych [101], [59]:. -. Przy uŜyciu wskaźników dyfundujących do przestrzeni wewnątrznaczyniowej (metoda XeCT, która nie znalazła jednak szerszego zastosowania klinicznego).. 5.

(7) -. Niedyfundujących do przestrzeni międzynaczyniowych (dynamiczna perfuzja TK), w tym wypadku mapy perfuzyjne zazwyczaj generowane są przy pomocy konwolucyjnego modelu Meiera – Zierlera [115], [109].. W ramach badania diagnostycznego rozwaŜane są zdjęcia tomograficzno komputerowe oraz uzyskane z nich mapy perfuzji (rysunek 1.1) przedstawiające mózg i przepływ krwi mózgowej w płaszczyźnie poprzecznej (aksjalnej). Analiza wyniku badania perfuzyjnego polega głównie na ocenie wielu waŜnych z fizjologicznego punktu widzenia parametrów takich jak: CBF (cerebral blood flow) – mózgowego przepływu krwi, CBV (cerebral blood volume) – objętości przepływającej krwi, MTT (mean transit time) – średniego czas przejścia, czyli średniego czas przepływu zakontraktowanej krwi przez łoŜysko naczyniowe w obszarze pomiaru, TTP (time to peak) – czasu osiągnięcia szczytu krzywej (amplitudy) – czasu, w którym dochodzi do maksymalnego przepływu zakontraktowanej krwi w obszarze pomiaru.. (A). (B) CBF CBV TTP. Rysunek 1.1 (A) Seria poprzecznych zdjęć wykonanych podczas badania dynamicznej perfuzji TK. Na ich podstawie dokonuje się następnie stworzenie map perfuzji. Uwidaczniające się w czasie obszary hiperintensywne (jasne) są wynikiem rozprzestrzeniającego się w tkankach kontrastu. Czas akwizycji danych wynosił około 40 sekund. (B) Zobrazowania dynamicznej p-TK z manualnie naniesionymi obszarami zainteresowań (ROI) oraz osią symetrii. Trzy mapy perfuzyjne (odpowiednio CBF, CBV i TTP).. Pierwszym etapem całego procesu komputerowej analizy zobrazowania jest detekcja osi symetrii przebiegającej pomiędzy półkulami mózgowymi. W literaturze moŜna znaleźć prace, w których przedstawione są metody w pełni automatyzujące ten proces [65], [81]. 6.

(8) Kolejnym etapem jest znalezienie potencjalnych ognisk choroby. Etap ten jest dodatkowo utrudniony, poniewaŜ nawet w zdrowym mózgu pacjenta mogą występować pewne drobne regionalne róŜnice w perfuzji pomiędzy półkulami mózgowymi. Konieczne jest więc zastosowanie metod, które wyselekcjonują jedynie rzeczywiste zmiany chorobowe. Ostatni etap analizy to dokonanie pomiarów morfometrycznych patologicznego obszaru (np. jego objętości, perfuzji, względnej asymetrii pomiędzy półkulami), wyznaczenie strefy, w której patologia występuje w mózgu oraz sformułowanie na podstawie uzyskanych danych, diagnozy decydującej o charakterze patologii (tzn. krwotoczna, niedokrwienna, czy w postaci udaru mózgu itp.). Do wyznaczania poszczególnych struktur mózgowia w obrazach perfuzji najczęściej korzysta się z deformowalnych atlasów mózgu, które wykonują to w sposób automatyczny [99]. Atlasy takie wykorzystują do tego celu róŜne algorytmy dopasowania obrazów (ang. image registration) [68], [42], [88]. Dzięki zainteresowaniu w środowisku lekarzy funkcjonalną diagnostyką czynności mózgu (np. przy pomocy badania perfuzji mózgowej) a co za tym idzie duŜą liczbą naukowych publikacji medycznych, moŜna znaleźć wiele cennych informacji na temat znaczenia poszczególnych map w procesie diagnozy pacjenta, które mogą być wykorzystane w automatycznym procesie diagnozy [59], [101].. Przeprowadzenie badań naukowych w dziedzinie metod rozpoznawania obrazów przy uŜyciu wartościowych z medycznego punktu widzenia zobrazowań perfuzyjnych dostarcza wiele cennych rezultatów. Analiza takich zobrazowań z wykorzystaniem nowych, opracowanych przez autora tej pracy, algorytmów pozwala na dokonanie szybkiej i automatycznej interpretacji występujących zmian i wzbogaca dostępny zestaw inteligentnych metod wykorzystywanych w zadaniach automatyzacji diagnostyki medycznej. Uzyskane w ten sposób informacje w połączeniu z innymi waŜnymi danymi dotyczącymi stanu zdrowia pacjenta, historii jego choroby itd. mogą pozwolić na wzbogacenie istniejących systemów obrazowania medycznego o moduły wspomagające zadania diagnostyczne i procesy terapeutyczne. Czynione w tym kierunku badania wpisują się zatem w szeroki nurt zagadnień związanych z rozwojem współczesnej informatyki medycznej, ukierunkowanej równieŜ na tworzenie algorytmów komputerowego rozumienia i interpretacji znaczeniowej zobrazowań biomedycznych [74], [95].. 7.

(9) Realizowana praca doktorska będzie polegała na wykazaniu następującej tezy naukowej: MoŜliwe jest opracowanie nowych efektywnych algorytmów i metod analizy, pozwalających na dokonanie w sposób automatyczny: -. Detekcji potencjalnych zmian o charakterze morfologicznym lub strukturalnym, mogących świadczyć o stanach chorobowych, uwidacznianych na dynamicznych mapach perfuzji mózgowej tomografii komputerowej;. -. Klasyfikacji znaczeniowej pojedynczych lub wielokrotnych zmian patologicznych o charakterze ogniskowym uwidacznianych na mapach przepływu krwi mózgowia, a takŜe określenie ich semantycznego znaczenia, w celu wspomagania procesów diagnostycznych stanu pacjenta.. Celem niniejszej pracy będzie wykazanie postawionej tezy, czyli opracowanie algorytmów pozwalających na automatyczną ocenę prawidłowości przepływu krwi w zobrazowaniach perfuzyjnych, a takŜe detekcję potencjalnych ognisk choroby oraz stworzenie opisu znaczeniowego dla zaobserwowanej patologii. W celu wykazania postawionej tezy zostały przeprowadzone badania, które polegały na:. -. Zaproponowaniu nowych heurystycznych metod, przy uŜyciu których moŜliwa jest detekcja, a następnie rozpoznanie określonych jednostek chorobowych o charakterze ogniskowym (obszary objęte niedokrwiennym udarem mózgu, obszary o zaburzonej perfuzji krwi).. -. Określenie funkcji semantycznych oraz klasyfikatorów pozwalających dokonywać komputerowej klasyfikacji wykrytych zmian do rozwaŜanych klas jednostek chorobowych.. -. Przeprowadzenie. eksperymentów. komputerowych. umoŜliwiających. określenie. skuteczności zaproponowanych metod. -. Zaadoptowanie zaproponowanych algorytmów do postaci filtrów pozwalających na szybkie wykrywanie zmian o charakterze ogniskowym w obrazach perfuzji mózgu oraz dokonujących ich interpretacji.. -. Wskazanie perspektyw dalszego rozwoju zaproponowanych metod oraz moŜliwości ich wykorzystania w zaawansowanych systemach interpretacji znaczeniowej wzorców medycznych. 8.

(10) Prezentacja przeprowadzonych badań oraz uzyskanych wyników, poprzedzona zostanie krótkim wprowadzeniem (w rozdziale drugim tej pracy) dotyczącym metod diagnostyki mózgowia za pomocą zobrazowań perfuzyjnych. Przedstawione zostaną naczyniopochodne jednostki chorobowe ośrodkowego układu nerwowego oraz współczesne radiologiczne techniki ich diagnozowania. Szczególna uwaga zostanie poświęcona badaniu perfuzji mózgowej metodą dynamicznej perfuzji TK. Zaprezentowany zostanie takŜe sposób, w jaki lekarz interpretuje mapy pTK, jak równieŜ prognostyczne znaczenie takich map. W rozdziale tym scharakteryzowany zostanie równieŜ zbiór badawczy obrazów, którym posługiwał się autor tej pracy w przeprowadzonych badaniach naukowych. Trzeci rozdział opisuje stworzony przez autora algorytm automatycznego wykrywania potencjalnych zmian chorobowych na mapach perfuzji mózgowej. W kolejnych paragrafach przedstawiono metody detekcji osi symetrii zobrazowania, detekcji asymetrii na mapach CBF i CBV, mierzenie istotnych z punktu widzenia medycyny parametrów perfuzji. Omówiono równieŜ wyniki walidacji tych algorytmów na zbiorze testowym. W czwartym rozdziale zostały omówione wybrane techniki dopasowania obrazów cyfrowych, które stosuje się w celu stworzenia deformowalnego atlasu mózgu. Szczegółowo przedstawione zostały metody dopasowania oparte na transformacie afinicznej, metoda FFD oraz algorytm Thiriona. Techniki te okazały się niezwykle przydatne w zastosowaniu do analizy zobrazowań medycznych [88], [98], [72]. W kolejnym rozdziale zaprezentowany został sposób konstrukcji deformowalnego atlasu mózgu stworzonego przez autora tej pracy. Atlas ten pozwala na opis struktur anatomicznych widocznych na mapach perfuzji mózgowej. W rozdziale tym zaprezentowano porównanie statystycznych wyników poszczególnych algorytmów dopasowania obrazów. Algorytm, który uzyskał najlepsze wyniki został uŜyty do konstrukcji systemu analizy zobrazowań omawianym w dalszej części pracy. Rozdział szósty przedstawia algorytm oceny znaczenia zmian chorobowych. Algorytm taki pozwala na określenie typu wykrytej zmiany oraz podejmowana jest próba przewidzenia rokowań dla chorych tkanek. Przedyskutowana zostanie równieŜ skuteczność tej metody. Rozdział siódmy poświęcony jest architekturze systemu analizującego zobrazowania diagnostyczne pTK, który wykorzystuje wcześniej omówione metody. Rozwiązanie omawiane jest w kontekście metod automatycznego rozumienia obrazów.. 9.

(11) Podsumowanie uzyskanych rezultatów oraz ocena stopnia realizacji załoŜonego celu pracy, jak równieŜ nasuwające się wnioski dotyczące dalszych badań stanowią treść rozdziału ósmego zamykającego całą pracę.. 10.

(12) 2. Wybrane wiadomości na temat diagnostyki mózgowia za pomocą zobrazowań perfuzyjnych W niniejszym rozdziale zaprezentowane zostaną naczyniopochodne jednostki chorobowe ośrodkowego układu nerwowego (OUN) oraz współczesne radiologiczne techniki ich diagnozowania. Szczególna uwaga zostanie poświęcona badaniu perfuzji mózgowej metodą dynamicznej perfuzji TK. Zaprezentowany zostanie równieŜ sposób, w jaki lekarz interpretuje mapy pTK, jak równieŜ ustala prognostyczne znaczenie tych map. Scharakteryzowany zostanie takŜe obrazowy zbiór danych, którym posługiwał się autor pracy w badaniach naukowych.. 2.1 Choroby naczyniopochodne ośrodkowego układu nerwowego Choroby naczyniopochodne mózgowia naleŜą do najczęściej spotykanych schorzeń neurologicznych [101]. Stanowią trzecią co do częstości występowania, po chorobach serca i nowotworach, przyczynę śmiertelności, są one równieŜ najczęstszym powodem inwalidztwa. Występują najczęściej u osób starszych, chociaŜ w około 20% dotyczą ludzi w wieku średnim. Jedną z najczęstszych jednostek chorobowych jest udar mózgu. Jako udar mózgu [22] określa się. stan. chorobowy. wywołany. niedokrwieniem. mózgu. (70-80%),. krwawieniem. wewnątrzmózgowym lub podpajęczynówkowym (20-30%). Choroba taka przebiega ostro lub podostro, towarzyszą jej ogniskowe objawy neurologiczne, które są zaleŜne od lokalizacji uszkodzonego obszaru mózgu. Jako synonim udaru mózgu wcześniej stosowano takie określenia, jak apopleksja mózgu, albo wylew - obecnie są juŜ one nieaktualne. Według definicji WHO z 1976 roku udarem mózgu nazywa się zespół kliniczny charakteryzujący się nagłym wystąpieniem ogniskowego a czasem równieŜ uogólnionego zaburzenia czynności mózgu, którego objawy utrzymują się – jeśli nie spowodują wcześniej zgonu – dłuŜej niŜ 24 godziny.. 11.

(13) Zgodnie z tą definicją osobną grupę stanowią stany przemijającej niewydolności krąŜenia mózgowego (trwające krócej niŜ 24 godziny), pomimo, Ŝe pod względem etiologii (zespołu przyczyn składających się na powstanie choroby) i patofizjologii (zmian i zaburzeń w pracy komórek, narządów i układów organizmu będących wynikiem choroby) są identyczne z udarami. Między 55. a 64. rokiem Ŝycia po raz pierwszy na udar mózgu choruje około 300 na 100 000 osób. U osób w wieku od 65 do 74 lat częstotliwość ta wzrasta do 800 na 100 000. Rozpowszechnienie choroby w tym okresie Ŝycia wynosi około 15%. Przy tym męŜczyźni - przede wszystkim w starszym wieku - chorują na udar nieco częściej niŜ kobiety.. WyróŜnia się następujący podział udaru mózgu w zaleŜności od etiologii: -. Niedokrwienne (ewentualnie ze składową krwotoczną) o Zakrzep miaŜdŜycowy; . Makroangiopatia. -. zajęcie. przez. zmiany. miaŜdŜycowe. największych naczyń zewnątrz i wewnątrz czaszkowych. . Mikroangiopatia – zajęcie małych przeszywających tętniczek mózgu, które odchodzą pod kątem prostym od większych znajdujących się w przestrzeni podpajęczej.. o Zator; . Sercowy;. . Tętniczo – tętniczy.. o Układowo uwarunkowane zaburzeniami hemodynamicznymi; o Zapalenia naczyń; o Schorzenia hematologiczne. -. Krwotoki; o Masywne krwotoki wewnątrzmózgowe; o Krwawienie podpajęczynówkowe; o Zaburzenia krąŜenia Ŝylnego.. Podział udaru mózgu według przebiegu choroby oraz objawów klinicznych jest następujący (rysunek 2.1): -. TIA (ang. Temporary Ischaemic Atacks) – przemijające niedokrwienie mózgu – całkowite wycofanie się objawów neurologicznych w ciągu 24 godzin.. 12.

(14) -. Udar dokonany – utrzymujący się klinicznie deficyt neurologiczny z ewentualnie późniejszym cofnięciem się początkowych objawów neurologicznych (przewaŜnie niecałkowitym).. -. Udar postępujący – objawy neurologiczne nasilają się w ciągu pierwszych 24 godzin oraz / albo dalej postępują.. Rysunek 2.1 Przebieg objawów neurologicznych (na podstawie [22]).. 2.2 Techniki diagnozowania chorób naczyniopochodnych ośrodkowego układu nerwowego Najczęściej stosowanymi metodami obrazowania radiologicznego mózgowia są [101]: -. Techniki dopplerowskie (USG dopplerowskie);. -. Tomografia komputerowa (TK); o Cyfrowa angiografia substrakcyjna (DSA - Digital Subtraction Angiography); o Angio TK; o XeCT (uŜycie wskaźnika dyfundującego); o Dynamiczna perfuzja TK (uŜycie wskaźnika niedyfundującego).. -. Tomografia rezonansu magnetycznego (RM); o Angio MR; o Dynamiczna perfuzja MR (uŜycie wskaźnika niedyfundującego);. 13.

(15) -. Badania radioizotopowe - tomografia emisyjna pojedynczego fotonu (SPECT - Single photon. emission. computed. tomography),. pozytonowa. emisyjna. tomografia. komputerowa (PET - Positron emission tomography).. PowyŜsze badania pozwalają na rozpoznanie i określenie charakteru zmiany niedokrwiennej, ustalenie jej lokalizacji, ocenę rozległości oraz monitorowanie leczenia. W kolejnych podrozdziałach zostaną zaprezentowane podstawowe obszary zastosowań powyŜszych technik w obrazowaniu chorób naczyniopochodnych ośrodkowego układu nerwowego. PoniewaŜ badanie perfuzji mózgowej są przedmiotem badań naukowych autora i tematem tej dysertacji zostanie im poświęcony osobny rozdział (2.3). W rozdziale tym znajdzie się równieŜ omówienie fizycznego modelu wykorzystywanego przy tworzeniu map perfuzji mózgowych.. 2.2.1 Techniki dopplerowskie (USG dopplerowskie) Badania ultrasonograficzne mają od wielu lat ustalone miejsce wśród metod diagnostyki obrazowej [44], [12]. Przykładowe obrazy otrzymane techniką Dopplera przedstawione zostały na rysunku 2.2. Ich zaletą jest nieinwazyjność, dostępność i niskie koszty, dlatego często wykonywane są w pierwszej kolejności. USG dopplerowskie pozwala na ocenę przepływu krwi w duŜych tętnicach i Ŝyłach, wykorzystując zmiany długości fal ultradźwiękowych odbitych od poruszających się krwinek. Techniki dopplerowskie umoŜliwiają analizę zaburzeń przepływu krwi powodowanych przez zmiany morfologiczne. Dokładność wysokorozdzielczych obrazów morfologicznych USG moŜna porównać do wyników mikroskopowych badań histopatologicznych [44]. Niejednokrotnie wynik badań USG pozwala rozpoznać schorzenie i umoŜliwić właściwy wybór innych, specjalistycznych badań obrazowych gdy zachodzi potrzeba rozszerzenia procesu diagnostycznego. Oprócz wielu zalet ultrasonografia dopplerowska ma równieŜ pewne wady: -. Nie wszystkie odcinki tętnic domózgowych są dostępne w badaniu.. -. Obiektywność oceny morfologii oraz powtarzalność pomiarów zaleŜy w duŜej mierze od umiejętności badającego i klasy uŜywanego aparatu.. 14.

(16) Rysunek 2.2 Przykładowe obrazy otrzymane techniką colour Doppler: (A) długoodcinkowe zwęŜenie tętnicy szyjnej wewnętrznej, (B) niedroŜność tętnicy szyjnej wewnętrznej, (C) ocena po stentowaniu (przywróceniu droŜności) tętnicy szyjnej wewnętrznej. Kolor oznacza przepływ krwi w naczyniu krwionośnym. Źródło rysunku [44].. 2.2.2 Tomografia komputerowa (TK) Tomografia komputerowa była pierwszą metodą diagnostyczną umoŜliwiającą bezpośrednie obrazowanie ośrodkowego układu nerwowego. Pomimo rozwoju innych metod takich jak RM, SPECT i PET tomografia komputerowa w wielu przypadkach pozostaje pierwszym badaniem wykonywanym u pacjentów z podejrzeniem patologii OUN [86]. Wprowadzenie wielorzędowej tomografii komputerowej (zastosowanie wielorzędowych matryc detektorów promieniowania rentgenowskiego) znacznie poszerzyło moŜliwości diagnozowania w neuroradiologii. Dotyczy to głównie badań naczyniowych, perfuzyjnych, a takŜe diagnostyki pacjentów po urazach (rysunek 2.3). Nowoczesna tomografia umoŜliwia równieŜ rekonstrukcję obrazów w dowolnej płaszczyźnie z rozdzielczością zbliŜoną do rozdzielczości obrazów osiowych. UmoŜliwia to tworzenie trójwymiarowych modeli narządów wewnętrznych badanego. Badanie. TK. pozwala. na. rozpoznanie. zmian. strukturalnych. w. przebiegu. niedokrwienia, a takŜe na zróŜnicowanie udaru niedokrwiennego z krwotocznym. Ocena przepływu mózgowego w perfuzyjnym badaniu TK zwiększa moŜliwości diagnostyczne tej metody w wypadku udaru mózgu.. 15.

(17) Rysunek 2.3 Zobrazowania TK przedstawiające zmiany strukturalne przebiegu niedokrwienia: (A) rozległy obszar niedokrwienny obejmujący prawie całą prawą półkulę (lewa strona zobrazowania jest prawą stroną pacjenta), (B) hipotensyjny (ciemniejszy) obszar obejmujący prawie całą prawą półkulę, (C) blizna naczyniopochodna (świadcząca o przebytym zawale mózgu) obejmująca korę i struktury podkorowe lewego płata potylicznego. Źródło rysunku [101].. 2.2.3 Cyfrowa angiografia substrakcyjna (DSA - Digital Subtraction Angiography) Angiografia cewnikowa jest sposobem obrazowania światła naczyń (tętniczych – arteriografia, Ŝylnych – flebografia) w badaniu rentgenowskim po podaniu jodowego środka kontrastowego [9]. W angiografii selektywnej obraz konkretnego naczynia uzyskuje się przez jego. bezpośrednie. zacewnikowanie.. Cyfrowa. angiografia. substrakcyjna. dzięki. komputerowemu odjęciu obrazu tła (maski) uwidacznia naczynia wypełnione środkiem kontrastowym, bez nakładających się struktur kostnych. Angiografia jest badaniem inwazyjnym z odsetkiem powikłań dochodzącym nawet do 10% [9]. Ze względu na rozwój metod nieinwazyjnych, wskazania do wykonania angiografii cewnikowej uległy ograniczeniu. Trójwymiarowa angiografia rotacyjna (3D DSA) umoŜliwia przestrzenne obrazowanie naczyń (rysunek 2.4). Przewaga DSA nad angiografią RM i angiografią TK to wysoka rozdzielczość przestrzenna, umoŜliwiająca obrazowanie bardzo drobnych naczyń, duŜa rozdzielczość czasowa oraz moŜliwość selektywnego cewnikowania wybranych naczyń i wykonywanie zabiegów terapeutycznych.. 16.

(18) Rysunek 2.4 Trójwymiarowa rotacyjna DSA, (A), (B), (C) - lewa tętnica szyjna wewnętrzna. 2.2.4 Angiografia tomografii komputerowej / rezonansu magnetycznego (angio TK / angio RM) Angiografia TK polega na obrazowaniu naczyń w tomografii komputerowej w trakcie maksymalnego wzmocnienia kontrastowego po doŜylnym podaniu środka kontrastowego [9]. Badanie to jest obecnie szeroko stosowaną metodą rozpoznawania patologii naczyń. Angiografia RM nie wymaga podania środka kontrastowego. Angio RM bez wzmocnienia kontrastowego do uwidoczniania naczyń wykorzystuje zaburzenia sygnału związane z przepływem krwi. Badane tkanki są obrazowane w sposób trójwymiarowy przy pomocy obrazów dwuwymiarowych – tzw. obrazów źródłowych (rysunek 2.5).. Rysunek 2.5 (A) Angio TK tętnic szyjnych (rekonstrukcja) (B) Angio RM tętnic szyjnych. Źródło rysunku [9].. 17.

(19) 2.2.5 Tomografia rezonansu magnetycznego (RM) Tomografia rezonansu magnetycznego [86] znajduje zastosowanie między innymi w: -. Wizualizacji struktury anatomicznej mózgu.. -. Diagnozowaniu. czynnościowym. umoŜliwiającym. ocenę. funkcji. mózgu. (czynnościowy rezonans magnetyczny). -. Obrazowaniu dyfuzji (diffusion - weighted image DWI) oraz perfuzji (perfusion weighted image PWI).. -. Obrazowaniu podatności magnetycznej (stosowana między innymi w celu detekcji zmian pokrwotocznych, badaniach czynnościowych mózgu oraz perfuzji).. -. Spektroskopii RM (badanie występowania związków chemicznych w tkankach patologicznych i prawidłowych).. Istota działania RM polega na przedstawieniu wizualnym róŜnic właściwości magnetycznych róŜnych tkanek, charakteryzujących się róŜnymi czasami relaksacji T1 i T2 [103]. Tkanki o krótkim czasie T1 charakteryzują się silnym sygnałem i są w obrazach T1 – zaleŜnych obszarami jasnymi (hiperintensywnymi). Tkanki o długim T1 dają słaby sygnał i są widoczne jako obszary ciemne (hipointensywne). Dla czasów T2 zachodzi odwrotna zaleŜność: tkanki o krótkim czasie T2 posiadają słaby sygnał i są hipointensywne, natomiast struktury o długim T2 są widoczne jako obszary jasne. Przykładowe modalności zobrazowań RM widoczne są na rysunku 2.6.. RM ma zdecydowaną przewagę nad TK w wykrywaniu wczesnych zmian niedokrwiennych (pierwsze godziny udaru). Często wybieraną metodą jest obrazowanie dyfuzyjne [101]. Do obrazowania perfuzji w RM opracowano kilka istotnie róŜniących się do siebie technik (dokładne ich wyjaśnienie moŜna znaleźć w [86]): -. Metodę znakowania spinów krwi tętniczej.. -. Metodę obrazowania niespójnego ruchu.. -. Metodę opartą na zastosowaniu środków kontrastowych (zasada działania zbliŜona do dynamicznej perfuzji TK objaśniona w rozdziale 2.3.1).. 18.

(20) Rysunek 2.6 - (A) Obraz RM T2 – zaleŜny uwidacznia obszar hiperintensywny (jasny) odpowiadający zwyrodnienie po przebytym udarze niedokrwiennym (B) Obraz DWI, udar w okolicy jąder podkorowych po prawej stronie uwidoczniony w postaci ogniska o podwyŜszonym sygnale, (źródło rysunku [101]) (C) Perfuzja RM, mapa prezentuje średni czas przepływu MTT (źródło rysunku [12]).. 2.2.6 Badania radioizotopowe – SPECT i PET Medycyna nuklearna opiera się na zastosowaniu wybranych związków chemicznych o znanych właściwościach farmakokinetycznych (znane są zmiany stęŜenia leku lub jego metabolitów w ustroju w czasie), znakowanych radioizotopowo i ocenie ich rozkładu w badanym narządzie [53]. Zaletą badań radioizotopowych jest niewielka objętość podawanego znacznika, wadą brak obrazu morfologicznego mózgowia. Stosowane obecnie techniki rejestracji w badaniach radioizotopowych moŜna podzielić na dwie podstawowe grupy: -. Badania z zastosowaniem techniki SPECT (izotopy znakujące emitują pojedyncze kwanty promieniowania γ) rysunek 2.7 B, C.. -. Badania z zastosowaniem techniki PET (izotopy emitują pozytony, które w odległości kilku milimetrów od miejsca emisji ulegają anihilacji z napotkanym protonem tworząc dwa kwanty promieniowania γ) rysunek 2.7 A.. Obecnie techniki medycyny nuklearnej pozwalają między innymi na ocenę stanu bariery krew – mózg, przepływu krwi w mózgu (perfuzji), badaniu aktywności wybranych układów receptorowych (badania te wymagają stosowania odpowiednich farmaceutyków – innych dla perfuzji, procesów metabolicznych i badania układów receptorowych).. 19.

(21) Rysunek 2.7 Badanie perfuzji mózgowej metodami medycyny nuklearnej: (A) PET u chorego z guzem w prawym płacie ciemieniowym, redukcja CBF po stronie prawej w porównaniu do strony lewej, (B) SPECT u chorego po udarze, w zakresie unaczynienia prawej tętnicy środkowej mózgu, (C) wtórny spadek przepływu krwi w obrębie przeciwstronnej do pierwotnego ogniska udarowego półkuli móŜdŜku. Źródło rysunku [53].. 2.3 Badanie perfuzji mózgowej Badania perfuzji mózgowej TK przeprowadzane są w celu umoŜliwienia dokonania ilościowej lub półilościowej oceny regionalnego lub całkowitego przepływu krwi w określonej jednostce czasu. W odróŜnieniu od rutynowego badania TK lub RM pozwalają na określenie, w jakim obszarze mózgowia dokonały się juŜ zmiany nieodwracalne, a w jakim niedokrwienie moŜe mieć charakter przejściowy (tissue at risk) [101]. Obrazowanie perfuzji mózgowej nabiera coraz większego znaczenia w diagnostyce urazów głowy, wykrywaniu padaczki oraz wielu chorób naczyniopochodnych mózgowia. Wykonanie badań perfuzyjnych wskazane jest przede wszystkim w przypadku podejrzenia niedostatecznego krąŜenia mózgowego, zarówno w zespołach przemijającego niedokrwienia jak i udarach dokonanych czy teŜ podkradania międzypółkulowego (transhemispheric depression) [101]. Metoda ta znajduje równieŜ coraz szersze zastosowanie w ocenie krąŜenia mózgowego po operacji tętnic szyjnych, a takŜe w diagnostyce neuroonkologii. Analiza wyniku badania perfuzyjnego polega na ocenie wielu waŜnych z fizjologicznego punktu widzenia parametrów:. -. CBF (cerebral blood flow) – mózgowy przepływ krwi – odpowiada ilości krwi (ml) przepływającej w 100 g tkanki mózgowia w czasie jednej minuty (min).. -. CBV (cerebral blood volume) – objętość przepływającej krwi – odpowiada objętości krwi (ml) zgromadzonej w łoŜysku naczyniowym na 100 g tkanki. 20.

(22) -. MTT (mean transit time) – średni czas przejścia, czyli średni czas przepływu zakontraktowanej krwi przez łoŜysko naczyniowe w obszarze pomiaru, wyraŜony przez iloraz CBV/CBF.. -. TTP (time to peak) – czas osiągnięcia szczytu krzywej (amplitudy) – czas, w którym dochodzi do maksymalnego przepływu zakontraktowanej krwi w obszarze pomiaru.. Badania perfuzji mózgowej TK dokonuje się przy uŜyciu dwóch podstawowych technik opartych na róŜnych modelach matematycznych i środkach kontrastowych ([101], [59]): - przy uŜyciu wskaźników dyfundujących do przestrzeni wewnątrznaczyniowej (metoda XeCT). - niedyfundujących do przestrzeni międzynaczyniowych (dynamiczna perfuzja TK).. Metoda XeCT nie znalazła szerszego zastosowania klinicznego (z powodów opisanych w dalszej części dysertacji). Podstawą modeli stosowanych w obu tych technikach są równania dyfuzji sformułowane na przełomie XIX wieku przez Adolfa Eugena Ficka. Prawo Ficka pozwala na opis procesu dyfuzji substancji (np. środków kontrastowych), które nie podlegają metabolizmowi przez tkanki (np. mózgu). Pierwsza interpretacja prawa Ficka [48]: dQ (t ) = CBF ⋅ (C A (t ) − CV (t ) ) (2.1) dt Gdzie: CBF - mózgowy przepływ krwi do tkanek (cerebral blood flow). C A (t ) - koncentracja kontrastu w tętnicach (czasem oznaczana jako AIF (t ) - arterial input function np. [108], [64]) CV (t ) - koncentracja kontrastu w Ŝyłach Q (t ) - masa kontrastu w tkance zaabsorbowana do danej chwili czasu. Druga interpretacja: t. Q (t ) = CBF ⋅ ∫ (C A (t ) − CV (t ) )dt (2.2) 0. 21.

(23) Ze wzoru (2.1) wynika, Ŝe masa kontrastu w tkance w danej chwili czasu jest równa róŜnicy pomiędzy ilością kontrastu wpływającą do tkanki i ilości kontrastu opuszczającą tkankę. Aby obliczyć całkowitą masę kontrastu, który wpłynął do tkanki w zadanym przedziale czasowym naleŜy skorzystać z wzoru (2.2).. Intensywność kaŜdego piksela TK (wyraŜona w skali Hounsfielda) jest związana ze współczynnikiem przenikania, z jakim promienie Rentgena pochłaniane są podczas przechodzenia poprzez element objętości ludzkiego ciała (woksel). Po wstrzyknięciu (lub inhalacji) substancji kontrastowej na zdjęciach tomograficznych moŜna zaobserwować rozjaśnienie lub zaciemnienie tkanki, do którego dopłynęła juŜ substancja kontrastująca. Zjawisko to nazywamy wzmocnieniem kontrastowym. WaŜną zaletą TK jest to, Ŝe wzmocnienie kontrastowe jest liniowo proporcjonalne do koncentracji kontrastu w tkance. W przypadku rezonansu magnetycznego (RM) relacja pomiędzy koncentracją kontrastu a intensywnością sygnału wyraŜano jest wzorem ([64]):. Q (t ) = − k ⋅ ln. S (t ) (2.3) S ( t0 ). Gdzie: Q (t ) – jest „rzeczywistą” zawartością kontrastu (np. stosowanego w technikach RM dimegluminianu gadopentatu, Gd-DTPA) k – współczynnikiem skalującym zaleŜnym od skanera RM i środka kontrastowego S (t ) – intensywnością sygnału w danej chwili czasu t0 – czasem rozpoczęcia badania (nim substancja kontrastowa stanie się widoczna). Aby obliczyć wzmocnienie kontrastowe techniką zrównowaŜoną (equilibrium technique), naleŜy wykorzystać zestaw dwóch skanów przedstawiających ten sam fragment ciała: obraz początkowy oraz drugi wykonany po czasie, w którym kontrast rozprzestrzeni się równomiernie po całym ciele. Wzmocnienie obliczamy wtedy jako wynik prostego odjęcia obrazów. W wypadku dynamicznego pomiaru wzmocnienia kontrastowego (kontrast - enhanced dynamic TK) zdjęcia tomograficzne zaczyna się wykonywać zanim pojawi się kontrast aŜ do momentu, gdy substancja kontrastująca opuści tkankę (rysunek 2.8). Odjęcie kaŜdego z tych obrazów od obrazu początkowego pozwala na uzyskanie krzywej zaleŜności wzmocnienia kontrastowego od czasu TDC (time – versus - enhancement lub time density curve). Po 22.

(24) otrzymaniu dyskretnych wartości w chwilach czasu, krzywą TDC tkanek mózgowych dopasowuje się do krzywej o rozkładzie gamma w celu zminimalizowania szumów i efektów recyrkulacji kontrastu.. Rysunek 2.8 Seria 40 poprzecznych zdjęć wykonanych podczas badania dynamicznej perfuzji TK. Na ich podstawie dokonuje się następnie stworzenie map perfuzji. PoniewaŜ zobrazowania wykonuje się w dwóch płaszczyznach jednocześnie, mogą zostać stworzone dwa komplety map. Uwidaczniające się w czasie obszary hiperintensywne (jasne) są wynikiem rozprzestrzeniającego się w tkankach kontrastu. Czas akwizycji danych wynosił około 40 sekund.. W wypadku techniki zrównowaŜonej prędkość skanera nie musi być bardzo wysoka, poniewaŜ pierwsze zobrazowanie (referencyjne) moŜe zostać wykonane w dowolnej chwili poprzedzającej podanie substancji kontrastującej a kolejne w dowolnej chwili po wyrównaniu się poziomu kontrastu w ciele (prędkość skanera moŜe wynosić zaledwie 10s na skan dla pomiaru CBV [61]). Aby otrzymać krzywe wzmocnienia kontrastowego (TDC) tkanek mózgu koniecznego do przeprowadzenia badania dynamicznego, czas akwizycji danych powinien. 23.

(25) być mniejszy od 1 sekundy. Takiemu wymaganiu mogą sprostać wykorzystywane obecnie skanery spiralnej tomografii komputerowej (slip – ring CT). Aby moŜliwe było praktyczne obliczenie średniego czasu przepływu MTT naleŜy prawidłowo rozróŜnić poszczególne składniki tkanek mózgu (np. tętnice, istota szara). RozróŜnienie to nie jest moŜliwe poprzez prostą specyfikację obszaru przetwarzania (ROI) bez dodatkowego uśredniania wartości sąsiadujących pikseli. Np. jeŜeli obszarem przetwarzania jest mała tkanka zazwyczaj obserwowane jest równieŜ uśrednienie natęŜenia odcieni pikseli pośród otaczającego obszar płynu mózgowo – rdzeniowego lub istoty białej i szarej. RównieŜ białe i szare komórki nie mogą zostać jednoznacznie odseparowane od siebie. Problem ten powoduje duŜe trudności z wyborem odpowiednich pikseli, które zawierają informację o absorpcji wskaźnika przez wybraną strukturę anatomiczną. Aby ominąć ten problem, w [70] autorzy proponują zastosowanie relatywnie duŜego obszaru zainteresowań wybranego na zasadzie analizy histogramu (ułoŜenie pikseli nie musi więc być ciągłe). Piksele (rejestrowane w fazie tętniczej) reprezentujące tętnice mogą zostać zidentyfikowane jako te, których wartość w skali Hounsfielda [H] wynosi 48 – 100 jednostek, istota szara (z fazy Ŝylnej) 40 - 44 [H], istota biała (równieŜ z fazy Ŝylnej) 32 – 36 [H]. Zmiany skali Hounsfielda w zidentyfikowanych pikselach są następnie śledzone przez komputer na kolejnych zobrazowaniach z sekwencji. MoŜliwe jest dzięki temu stworzenie wykresu zaleŜności gęstości poszczególnych struktur od czasu.. 2.3.1 Badanie z dyfundującym wskaźnikiem kontrastowym Metoda pomiaru ilości krwi przepływającej przez mózg została zaproponowana po raz pierwszy w 1944 roku przez C. F. Schmidta i S. S. Kety w [48]. W pracy tej znajduje się równieŜ model matematyczny tego zjawiska. Badanie polega na pomiarze ilości absorbowanego przez komórki badanego organu chemicznie obojętnego wskaźnika (w początkowych doświadczeniach uŜyto podtlenku azotu). Przepływ krwi obliczany jest przy załoŜeniu, Ŝe Ŝylna i tkankowa koncentracja wskaźnika jest w równowadze dyfuzyjnej z całkowitym przepływem krwi. Ilość dyfundowanego przez komórki wskaźnika jest przyjmowana za identyczną dla kaŜdej pochłanianej substancji. Uzyskane przez Schmidta i Kety wyniki doświadczeń i poczynione przez nich spostrzeŜenia stały się podwalinami dla metody XeCT. W metodzie tej środkiem kontrastowym jest stabilny ksenon. Jest to 24.

(26) niepromieniotwórczy. znacznik. wewnątrznaczyniowej.. Ksenon. podawany jest. gazem. wziewnie,. dyfundujący. szlachetnym,. do. powodującym. przestrzeni osłabienie. promieniowania rentgenowskiego podobnie jak jod lecz, w odróŜnieniu od niego, nie wchodzi w reakcje z innymi pierwiastkami oraz swobodnie dyfunduje przez większość tkanek, w tym przez barierę mózg – krew. Jest on podawany wziewnie w stęŜeniu 28% [101]. W płucach przenika do krwiobiegu, a potem prze barierę krew – mózg, do tkanek mózgowia. Ilościowej oceny mózgowego przepływu krwi CBF dokonuje się na podstawie zmodyfikowanego równania Kety – Schmidta uwzględniającego zmianę stęŜenia Xe w tkankach mózgowia i we krwi tętniczej w określonym czasie. Pomiaru stęŜenia Xe w mózgowiu dokonuje się przez aparaty TK, natomiast stęŜenie Xe we krwi tętniczej wylicza się pośrednio na podstawie wartości stęŜenia Xe w wydychanym powietrzu. Zmiana osłabienia, proporcjonalna do lokalnego stęŜenia Xe, wyliczana jest z kolei z obrazów TK metodą „pixel by pixel”. Metoda wymaga stosunkowo długiego czasu akwizycji (10 min) i obróbki danych. Badanie perfuzji oparte na stabilnym ksenonie i TK wymaga ścisłej współpracy z pacjentem, w celu wykluczenia artefaktów ruchowych. KaŜda zmiana pozycji głowy pacjenta pomiędzy cyklami akwizycji danych powoduje bowiem obniŜenie dokładności wyliczenia parametru CBF. Badanie takie wymaga takŜe drogiego wyposaŜenia [107]. Dlatego teŜ badania XeCT nie znalazły szerszego zastosowania klinicznego między innymi ze względu na nierzadko występujące powikłania, do których zaliczają się niepokój i pobudzenie pacjenta. Inhalacja ksenonu moŜe powodować równieŜ zmniejszenie częstotliwości oddechu (jak dotąd nie odnotowano zaburzeń zagraŜających zdrowiu pacjenta), bóle głowy, mdłości, wymioty i konwulsje. W duŜej grupie badanych wynoszącej 1839 pacjentów te uboczne efekty były obserwowane odpowiednio u 3.6%, 0.4%, 0.2%, i 0.2% pacjentów [60].. 25.

(27) Rysunek 2.9 Porównanie obrazów perfuzyjnych otrzymanych dla 53 letniej pacjentki z zespołem moyamoya (niedroŜność duŜych tętnic wewnątrzczaszkowych) przy pomocy (A) dynamicznej perfuzji TK, (B) metody Xenon TK. Mapa CBF (podane w cc/[100 g x min]) pokazuje znaczną asymetrię w obszarze objętym schorzeniem. Obie metody obrazowania dostarczają bardzo podobnych informacji na temat zdrowia pacjenta. Źródło rysunku [107].. 2.3.2 Badanie z niedyfundującym wskaźnikiem kontrastowym, dynamiczna perfuzja TK, model Meiera – Zierlaya Dynamiczna perfuzja TK polega na rejestracji zmiany wartości współczynnika wzmocnienia kontrastowego w świetle małych naczyń mózgowych w czasie pierwszego przejścia przez łoŜysko naczyniowe podanego doŜylnie wskaźnika niedyfundującego. Obliczenia dotyczące CBF, CBV i MTT są oparte na zastosowaniu prawa Ficka (2.2). JeŜeli przyjmiemy, Ŝe przepływ kontrastu w Ŝyłach w interwale czasowym od 0 do t nie występuje, równanie to moŜe zostać uproszczone do postaci: t. Q (t ) = CBF ⋅ ∫ C A (t )dt (2.4) 0. Przepływ krwi moŜe zostać więc wyliczony w kaŜdej chwili czasu w interwale czasowym (0, t ) jako stosunek nachylenia krzywej koncentracji podanego kontrastu w tkankach i całki z krzywej koncentracji kontrastu w tętnicach w przedziale (0, t ) . Metoda ta, choć potencjalnie uŜyteczna ma jednak powaŜne ograniczenia. Aby prawdziwe było załoŜenie o braku przepływu Ŝylnego kontrastu, pomiar musi zostać wykonany w minimalnym średnim czasie przejścia (MTT). Jest to zazwyczaj w zaleŜności od źródeł 3 – 5 s [101] lub 4.5 – 6.5 s [62] dla mózgu. To ograniczenie implikuje niestabilność metody określania CBF [24]. Główną wadą tej metody (według [61]) jest załoŜenie, w czasie maksymalnego nachylenia krzywej TDC Q (t ) nie występuje odpływ kontrastu przez Ŝyły. ZałoŜenie to nie 26.

(28) zawsze jest prawdziwe. JeŜeli nastąpi znaczący odpływ krwi z substancją kontrastującą zanim wystąpi maksimum funkcji TDC naczyń mózgowych, spowoduje to niedoszacowanie CBF. Co więcej, jeŜeli tętnica, którą uŜyto do generacji TDC tętnic jest relatywnie mała w stosunku do przestrzennej rozdzielczości skanera TK, moŜe to spowodować uśrednienie sygnału tętniczego z sygnałem z sąsiadujących naczyń. W efekcie otrzymamy niedoszacowanie maksymalnej wartości tętniczego TDC co spowoduje przeszacowanie CBF.. Bezpośrednie zastosowanie prawa Ficka w celu znalezienia parametrów perfuzji nie prowadzi do uzyskania dostatecznie dokładnych wyników. Znacznie lepsze wyniki moŜna uzyskać stosując matematyczny model stworzony przez Paula Meiera i Kennetha L. Zierlera [115]. Przed omówieniem modelu Meiera – Zierlera zostanie zdefiniowane pojęcie splotu funkcji (konwolucji). Niech f1 (t ) i f 2 (t ) będą funkcjami bezwzględnie całkowalnymi w przedziale (− ∞, ∞ ) .. Def 2.1 . Splotem funkcji f1 (t ) i f 2 (t ) w przedziale (− ∞, ∞ ) nazywamy całkę: ∞. f1 ( t ) ⊗ f 2 (t ) =. ∫ f (τ ) ⋅ f 1. 2. (t − τ )dτ (2.5). −∞. Splot funkcji ciągłych ma następujące własności: -. Przemienność:. f1 (t ) ⊗ f 2 (t ) = f 2 (t ) ⊗ f1 (t ) (2.6) -. Łącznność: f1 (t ) ⊗ [ f 2 (t ) ⊗ f 3 (t )] = [ f1 (t ) ⊗ f 2 (t )] ⊗ f 3 (t ) (2.7). -. Rozdzielność względem dodawania: f1 (t ) ⊗ [ f 2 (t ) + f 3 (t )] = f1 (t ) ⊗ f 2 (t ) + f1 (t ) ⊗ f 3 (t ) (2.8). W badaniach radiologicznych materiał kontrastowy jest wstrzykiwany do krwiobiegu relatywnie szybko (impulse injection) a masa kontrastu pozostająca w sieci kapilarnej w miarę upływu czasu jest mierzona przy pomocy skanera TK. Pomiar polega na rejestrowaniu krzywej wzmocnienia kontrastowego (time density curve – TDC, równieŜ time intensity curve TIC, rysunek 2.10 B) dla tętnic i tkanek wchodzących w skład mózgu. W modelu Meiera – Zierlera wprowadza się dodatkowo funkcję R (t ) , która opisuje zawartość kontrastu 27.

(29) w tkankach mózgu w zaleŜności od czasu. Ze względu na jej charakter określa się ją w literaturze jako impulsową funkcją residuum (impulse residue function - IRF).. Rysunek 2.10 A, impulsowa funkcja residuum mózgu R(t), hipotetyczny kształt oczekiwany po dokonaniu dekonwolucji C A (t ) i Q (t ) . B, przykład krzywych TDC dla tętnic C A (t ) (czarne punkty) i dla tkanki mózgowej. Q (t ) (białe okręgi). Źródło rysunku [15].. Wykres funkcji R (t ) ma bardzo charakterystyczny kształt. Początkowe plateau zakończone jest ciągłym spadkiem wartości funkcji aŜ do ponownego osiągnięcia wartości zerowej. Czas trwania plateau związany jest z okresem czasu, podczas którego cały wstrzyknięty materiał kontrastowy pozostaje w sieci kapilarnej. Po tym czasie materiał kontrastowy zaczyna opuszczać sieć, co powoduje zmniejszenie wartości R (t ) . Znajomość impulsowej funkcji residuum pozwala na obliczenie MTT zgodnie z następującym podanym przez Zierlera [115] wzorem: ∞. MTT. =. ∫ R ( t )dt 0. R max. (2.9). gdzie Rmax jest maksymalną wartością krzywej R(t) (otrzymaną przy pomocy dekonwolucji).. Bezpośrednie otrzymanie wartości funkcji R(t) nie jest moŜliwe, poniewaŜ trudno jest dokładnie i bezinwazyjnie zidentyfikować tętnice zasilające poszczególne regiony mózgu. Zamiast tego pacjentowi podawany jest materiał kontrastowy, który pozostaje w sieci kapilarnej i moŜe zostać zmierzony przy pomocy skanera TK. Dzięki temu moŜemy równieŜ bezpośrednio dokonać pomiaru masy kontrastu w tkance ( Q (t ) ). JeŜeli przepływ krwi jest stały i wzmocnienie kontrastowe krwi tętniczej jest liniowo zaleŜne od koncentracji kontrastu moŜemy zastosować model Meiera – Zielera: 28.

(30) Q (t ) = CBF ⋅ [C A (t ) ⊗ R (t )] (2.10) Gdzie ⊗ oznacza operator konwolucji (splotu). Zgodnie z wnioskami wysuniętymi przez Axela [5] objętość krwi przepływającej przez sieć kapilarną (CBV) moŜe zostać policzona jako iloraz obszarów: ∞. CBV. =. ∫ Q ( t ) dt 0 ∞. (2.11). ∫C. A. ( t ) dt. 0. gdzie Q (t ) i C A (t ) są odpowiednio wzmocnieniami kontrastowymi tkanek i tętnic. Typowy zestaw wyników Q (t ) i C A (t ) widoczny jest na rysunku 2.10 B. PowyŜszy model wymaga, aby bariera krew – mózg była nienaruszona i nie występowały recyrkulacje materiału kontrastowego. JeŜeli bariera została naruszona (np. występują guzy, obrzęki) Q (t ) staje się sumą wzmocnień wewnątrznaczyniowych i zewnątrznaczyniowych, co powoduje zawyŜenie wartości CBV. NaleŜy wtedy zmodyfikować procedurę obliczania poszczególnych parametrów perfuzyjnych, np. stosując algorytm podany w [15]. Ostatecznie wartość CBF moŜe obliczona jako: ∞. CBV = CBF = MTT. Rmax ⋅ ∫ Q (t )dt 0 ∞. (2.12). ∞. ∫ R(t )dt ⋅ ∫ C 0. A. (t )dt. 0. PoniewaŜ koncentracja kontrastu w tkankach Q (t ) jest związana z ilością kontrastu w tętnicach C A (t ) i impulsową funkcją residuum R (t ) zgodnie z równaniem (2.11), zatem konieczne jest wyliczenie wartości R (t ) poprzez dekonwolucję. Najczęściej ([90], [108], [64], [109], [87], [52]) moŜna spotkać się z rozwiązaniem sprowadzającym problem do równania macierzowego, które następnie rozwiązywane jest metodą rozkładu na wartości osobliwe (singular value decomposition, SVD). Nim zostanie zastosowane SVD naleŜy przedstawić równanie (2.10) w dyskretnej postaci macierzowej z N równoodległymi punktami czasowymi:. 29.

(31) j. Q (t j ) = ∆t ⋅ CBF ⋅ ∑ Cˆ A (t i ) R (t j − t i ) , (2.13) i =0. Gdzie j = 1,2,..., N . Współrzędne macierzy koncentracji kontrastu w tętnicach są postaci:.  ∆t ⋅ Cˆ A (ti − j ) j ≤ i (2.14) 0 pozost. przyp.. α i, j =  Dla uproszczenia niech ∆t = 1 . Równanie macierzowe:. 0 Q (t0 )  C A (t0 )  Q (t )   C ( t ) C (t ) A 0  1 = A 1 ...  ...   ...    Q (t j ) C A (t j ) C A (t j −1 ). ... 0  CBF ⋅ R (t0 ) ... 0   CBF ⋅ R (t1 )  ⋅  (2.15) ... 0   ...     ... C A (t0 ) CBF ⋅ R (t j ). MoŜna zapisać jako:. c = A ⋅ b (2.16). SVD pozwala na znajdowanie rozwiązań równań liniowych optymalnych w sensie najmniejszych kwadratów. Metoda oparta jest na następującym twierdzeniu algebry liniowej:. Twierdzenie 2.1 JeŜeli dla macierzy A spełnione są następujące załoŜenia: 1. Am. x n. :m ≥ n. 2. ∀ 1 ≤ i ≤ m, 1 ≤ j ≤ m. Ai , j ∈ R. To istnieją: kolumnowo – ortogonalna macierz U m dodatnimi lub równymi zero (wartości własne) Wn Ŝe A = U ⋅ W ⋅ V T Dla macierzy U i V prawdziwe jest: U T ⋅U = V T ⋅V = 1 , poniewaŜ są one kolumnowo - ortogonalne.. 30. x n. x n. , diagonalna macierz z elementami. , i ortogonalna macierz Vn. x n. , takie,.

(32) PoniewaŜ V jest macierzą kwadratową, to jest ona wierszowo – ortogonalna: V ⋅V T = 1. JeŜeli macierz A jest kwadratowa o wymiarach n x n, wtedy U, V, W są macierzami o tych samych wymiarach. W powyŜszym przypadku obliczenie macierzy A−1 staje się trywialne: poniewaŜ macierze U i V są ortogonalne, ich odwrotności są równe transpozycjom. W jest macierzą diagonalną, macierz do niej odwrotna jest równieŜ diagonalna, współczynniki na diagonali W −1 są odwrotnościami współczynników macierzy W.   1  A −1 = V ⋅ diag   ⋅ U T (2.17) w    j  Korzystając z powyŜszej równości rozwiązanie (4.4-4) moŜna wyliczyć jako:   1  b = V ⋅ diag   ⋅ (U T ⋅ c ) (2.18) w   j   Dokładny opis i algorytm metody SVD moŜna znaleźć np. w [80]. W wyniku przeprowadzonych obliczeń otrzymuje się zestaw wartości CBF ⋅ R (t ) dla poszczególnych chwil czasu. Dla mapy CBF wartość kaŜdego piksela jest określana jako maksymalna wartość krzywej CBF ⋅ R (t ) [16]. Mapa CBV moŜe zostać obliczona na podstawie równania (2.11) jak równieŜ zgodnie z zaleŜnością (2.12) jako obszar pod krzywą CBF ⋅ R (t ) . Wartości pikseli mapy MTT powstają z (2.9). W literaturze nie ma zgodności co do kolejności wyznaczania poszczególnych map i autorzy nie motywują dlaczego wybrali taką a nie inną kolejność obliczeń. Mapa TTP powstaje poprzez przypisanie kaŜdemu jej pikselowi wartości proporcjonalnej do czasu osiągnięcia maksymalnej wartości TDC w danym wokselu.. 31.

(33) gęstość [HU]. TTP Pole pod krzywą (CBV) Wartości wzmocnienia kontrastowego CBF. AT. CBF R(t). czas [s]. MTT. Rysunek 2.11 Teoretyczny przebieg krzywej CBF ⋅ R (t ) uzyskany po dekonwolucji (krzywa perfuzji) wraz z najwaŜniejszymi parametrami. AT – czas pojawienia się kontrastu (arrival time), TTP – czas osiągnięcia maksymalnej wartości danej TDC (time to peak). Źródło rysunku [30].. Wyznaczenie funkcji residuum R(t) przy pomocy konwolucyjnego modelu Meiera – Zierlera (2.10) wymaga znajomości funkcji Q(t) i C A (t ) . Q(t) moŜe zostać odczytane bezpośrednio ze zdjęć TC lub MRI. Aby wyznaczyć stopień koncentracji kontrastu w tętnicach naleŜy wybrać odpowiednią tętnicę (lub kilka tętnic) na zobrazowaniu mózgu wykonywanym w płaszczyźnie poprzecznej. Wybór moŜe zostać wykonany manualnie ([109], [16]) lub przy pomocy róŜnych metod pozwalających tego dokonać automatycznie ([64], [14], [16], [38], [111]). Automatyczne odszukanie optymalnych ROI opiera się zazwyczaj na doborze takich pikseli, dla których kształt TDC zbliŜony jest do oczekiwanego kształtu AIF (krzywej rozkładu gamma). Wykorzystywany obecnie w szpitalach komercyjny software (np. Syngo Neuro Perfusion CT firmy Siemens [120]) pozwala na korzystanie z obu tych trybów. Kolejnym krokiem jest uŜycie otrzymanych dyskretnych wartości TDC do estymacji parametrów krzywej o rozkładzie gamma (2.19) (gamma - variate function, [70], [64], [14], [38], [51]). Operację tą wykonuje się w celu zmniejszenia wpływu recyrkulacji kontrastu i szumów rejestrowanych na zobrazowaniach (rysunek 2.12).. f (t ) = K ⋅ (t − t0 ) ⋅ e α. Gdzie: t0 - czas pojawienia się kontrastu t – czas, który upłynął od iniekcji 32. − ( t −t0 ). β. (2.19).

(34) K , α , β - współczynniki dopasowania krzywej. Rysunek 2.12 Przykłady AIF otrzymanych z róŜnych obszarów mózgu: (A) tętnicy przedniej mózgu (ang. anterior cerebral artery), (B) zatoki strzałkowej górnej (ang. superior sagittal sinus), (C) jądra podstawowego (ang. basal ganglia). Źródło rysunku [38].. 2.3.3 Diagnozowanie na podstawie map perfuzyjnych Obecnie w celu otrzymania map perfuzyjnych wykorzystuje się wiele urządzeń zarówno TK jak RM. W licznych publikacjach [39], [50], [59], [25], [63] stwierdzono, Ŝe dane uzyskiwane przy pomocy p-TK mogą dostarczyć wartościowych informacji diagnostycznych. Jednak uŜyteczność poszczególnych obliczanych wskaźników wymaga jeszcze dalszej badań i walidacji [90]. Badania porównawcze róŜnych pakietów oprogramowania, które mogą zostać uŜyte w celu wyliczenia map zostały w ostatnim czasie 33.

(35) wykonane przez Acute Stroke Imaging Standardization Group (ASIST-Japan) [90]. Wykazały one, Ŝe przy pomocy pakietów oprogramowania róŜnych producentów na podstawie tych samych danych mogą zostać wygenerowane mapy perfuzyjne róŜnice się pomiędzy sobą (rysunek 2.13). Nie istnieje natomiast jeden standard generowania map, który zostałby zaimplementowany przez wszystkich dostawców urządzeń diagnostycznych. Z powodu braku w literaturze medycznej przesłanek co do wyboru konkretnego pakietu oprogramowania, autor zdecydował się korzystać z map perfuzyjnych otrzymanych przy pomocą Syngo Neuro Perfusion CT firmy Siemens [120], który jest uŜywany w codziennej praktyce klinicznej w Krakowskim Szpitalu Uniwersyteckim.. Rysunek 2.13 Zobrazowania dynamicznej p-TK wygenerowane z tych samych danych (68 – letni męŜczyzna z niedroŜnością lewej środkowej tętnicy mózgu) przy pomocy oprogramowania róŜnych firm. Pomimo, Ŝe zastosowano tą samą skalę kolorów wartości CBF i MTT jak i obszary, w których stwierdzono zaburzenia róŜnią się pomiędzy sobą. (A) GE, (B) Siemens, (C) Philips, (D) Toshiba, (E) Hitachi. Źródło rysunku [90].. Co ciekawe, grupa ASIST stworzyła własny program do analizy danych perfuzyjnych (PMA Perfusion Mismatch Analyzer), do którego moŜna uzyskać darmowy dostęp po rozwiązaniu testu z zakresu podstaw radiologii [54].. Badania perfuzji TK są szeroko stosowane w nowoczesnej neuroradiologii. Znajdują zastosowanie między innymi w diagnozowaniu guzów wewnątrzczaszkowych ([102]) uwidaczniając zwiększone wartości przepływu (CBF) i objętość krwi (CBV) w okolicy guza. Obrazowanie perfuzji mózgowej nabiera coraz większego znaczenia w diagnostyce urazów głowy, padaczki oraz chorób naczyniopochodnych mózgowia, w tym szczególnie udarów mózgu ([101], [24], [90], [50], [59], [25], [63], [54]). Badanie p-TK pozwala na rozpoznanie zmian strukturalnych w przebiegu niedokrwienia, a takŜe na zróŜnicowanie udaru 34.

(36) niedokrwiennego mózgu z krwotocznym. PoniewaŜ w wysoko uprzemysłowionych krajach zachodnich udar mózgu jest trzecią co do częstości przyczyną śmierci (po zawale serca i nowotworach złośliwych) oraz najczęstszą przyczyną w starszym wieku ([22]), pojawia się konieczność jego szybkiego diagnozowania oraz ustalenia przyczyny jego wystąpienia (ze względu na róŜne metody leczenia i wąski przedział czasu, w którym moŜna je zastosować). Mimo określenia norm ilościowych dla parametrów CBV i CBF zaleca się stosowanie diagnostyki opartej na ocenie wartości względnych uzyskanych na podstawie analizy porównawczej symetrycznych obszarów zainteresowań (ROI – region of interest) z obu półkul mózgowych uwidacznianych na poddawanych analizie zobrazowaniach; czyli detekcji asymetrycznych obszarów o znaczącej wielkości i róŜnicy wartości odpowiednich parametrów perfuzji.. 2.3.4 Prognostyczne znaczenie map perfuzji mózgowej dynamicznej pTK W literaturze medycznej ([101]) autorzy zwracają uwagę, Ŝe wartości parametrów MTT i TTP są bardzo czułymi wskaźnikami zaburzeń hemodynamicznych. Ich zmiana pojawia się praktycznie jednocześnie z wystąpieniem niedokrwienia, parametrom tym nie przypisuje się jednak wartości prognostycznych. Wartość MTT w obszarze upośledzonej perfuzji wzrasta głównie z powodu obrzęku, wraz ze spadkiem ciśnienia perfuzyjnego w strefie martwicy wartości MTT stają się nieoznaczalne. Wyraźnie wydłuŜony TTP obserwuje się w wypadku krytycznego zwęŜenia tętnicy po stronie udaru przy jednoczesnym zwęŜeniu bądź niedroŜności tętnicy domózgowej po stronie przeciwnej, stąd moŜe być traktowany jako powaŜna przesłanka o uruchomienia krąŜenia obocznego. W dobrze rozwiniętym krąŜeniu obocznym parametr ten długo pozostaje w granicach normy. Parametrami perfuzji, którym moŜna przypisywać wartości prognostyczne w ocenie ewolucji niedokrwienia są według pracy [101] wartości wskaźników CBV i CBF:. -. ObniŜona wartość CBF przy prawidłowej lub podwyŜszonej wartości CBV oznacza zazwyczaj prawidłowe uruchomienia mechanizmów autoregulacji w obszarze objętym niedokrwieniem i pozwala oczekiwać, Ŝe nie ulegnie on martwicy nawet w przypadku nie wystąpienia reperfuzji. 35.

(37) -. ObniŜenia wartości obu parametrów – CBF i CBV – rozpoznaje się zazwyczaj jako strefę objętą ryzykiem niedokrwienia. JeŜeli wartości parametrów CBV i CBF są bardzo niskie lub niemierzalne, dokonały się nieodwracalne zmiany martwicze.. Autorzy pracy [101] zalecają równieŜ łączne rozpatrywanie wartości parametrów MTT i CBV: -. WydłuŜenie MTT z jednoczesnym wzrostem CBV (wynikającym z rozszerzenia naczyń i uruchomienia krąŜenia obocznego) odpowiada obszarowi penumbry (strefy niedokrwienia) o zachowanej autoregulacji.. -. Zmniejszenie CBV przy jednoczesnym wydłuŜeniu MTT charakteryzuje zazwyczaj centralną część strefy objętej niedokrwieniem, gdzie doszło do martwicy komórek.. Przykładowe mapy perfuzyjne wraz z wystawionymi na ich podstawie diagnozami znajdują się na rysunkach 2.14 oraz 2.15.. Rysunek 2.14 Trzy mapy p-TK (odpowiednio CBF, CBV i TTP), po prawej stronie zobrazowań znajduje się skala (histogram), na podstawie którego w łatwy sposób lekarz moŜe zauwaŜyć asymetrię pomiędzy półkulami. Po stronie lewej na poziomie górnych cz. trzonów komór bocznych na pograniczu czołowo-ciemieniowym oraz na poziomie środków półowalnych, korowo i podkorowo widoczny znajduje się obszar o wym. 90x33mm, wskazujący nieznaczne obniŜenie CBF (względnie 0,72), CBV (względnie 0.87) i przedłuŜenie TTP względnie 1,56) co moŜe odpowiadać początkowej fazie niedokrwienia lewej półkuli mózgu z dorzecza unaczynienia tętnicy środkowej mózgu po stronie lewej. Rozpoznanie końcowe - zawał lewej półkuli mózgu. Źródło rysunku [30].. 36.

(38) Rysunek 2.15 Trzy mapy p-TK (odpowiednio CBF, CBV i TTP), w zakresie unaczynienia prawej tętnicy mózgu środkowej widoczne zmniejszenie CBF (względnie 0,19 - 0,33), CBV (względnie 0,26 - 0,49), wydłuŜenie TTP (względnie 1,05 - 1,07), co odpowiada udarowi. Rozpoznanie końcowe - zawał prawej półkuli mózgu, nastąpił zgon pacjenta. Źródło rysunku [30].. Prawidłowy. poziom. perfuzji. mózgowej. jest. niezbędny. do. prawidłowego. funkcjonowania OUN. Wiele badań medycznych [101], [24], [3], [39], [59], [89], [50] zostało wykonanych w celu stwierdzenia, czy istnieje korelacja pomiędzy wartościami wskaźników perfuzji mózgowej a długo- i krótko terminowymi prognozami dla zmian zachodzących w tkankach mózgowych. Ich wyniki zaprezentowane są w Tabeli 2.1.. Tabela 2.1 Średnie wartości parametrów perfuzji (CBF i CBV) oraz ich interpretacja według literatury [3], [24], [39], [59], [101].. CBF ml/100 g/min CBV ml / 100g. Interpretacja. 55 +-5. 2.5 +- 0.5. Prawidłowa wartość perfuzji [101]. 56.7 +- 12.4. 2.4 +- 0.5. Prawidłowa wartość perfuzji [24]. <20. Dysfunkcja tkanek mózgowych [3]. < 10-12. Śmierć tkanek mózgowych [3]. 0–10. 0–1.5. Wartość graniczne niedokrwienia [39]. 18 - 20. Dysfunkcja tkanek mózgowych [59]. < 10. Poziom perfuzji nie moŜe być tolerowany dłuŜej niŜ kilka minut [59] Śmierć tkanek mózgowych nastąpi w przedziale kilkudziesięciu minut / godzin [59]. 10 – 20. Pomimo niewielkich rozbieŜności autorzy oceniają, Ŝe średnia wartość CBF dla zdrowych tkanek mózgowych wynosi 55 mL/100 g/min a dla CBV as 2.5 ml / 100g [24], [101]. Dysfunkcja tkanek mózgowych zaczyna się, jeŜeli wartość wskaźnika CBF spadnie poniŜej 20 mL/100 g/min [3], [39], [59]. Utrzymywanie się perfuzji w przedziale 10 – 20 mL/100 g/min moŜe spowodować śmierć tkanek mózgowych w ciągu najbliŜszych kilkunastu/kilkudziesięciu godzin [59]. JeŜeli wartość wskaźnika CBF utrzymuje się przez. 37.

(39) kilka minut na poziomie 10 mL/100 g /min następuje zawał, powodując nieodwracalne uszkodzenia komórek neuronów [3], [39], [59]. Z powodu róŜnych czynników [49] prawdziwa wartość wskaźników CBF i CBV w indywidualnych przypadkach moŜe zostać niedoszacowana w trudny do przewidzenia sposób. Z tego powodu niektórzy autorzy preferują korzystanie ze względnych wartości CBF i CBV (odpowiednio rCBF i rCBV). Według [49] moŜna - bez Ŝadnych ograniczeń - porównywać względne wartości przepływu krwi w odpowiadających sobie regionach w lewej i prawej półkuli mózgowej, poniewaŜ błędu pomiaru z obu stron zrównowaŜą się.. Tabela 2.2 Średnie wartości parametrów względnej perfuzji (rCBF i rCBV) oraz ich interpretacja według literatury [50], [89].. ObniŜenie rCBF. rCBV. Interpretacja. 0.60 - 0.70. Tkanki mogą zostać uratowane [89]. 0.20 - 0.30. Tkanki zostaną objęte udarem [89]. 0.62 +- 0.17. 0.78 +- 0.18. Tkanki mogą zostać uratowane [89]. 0.34 +- 0.20. 0.43 +- 0.22. Tkanki zostaną objęte udarem [50]. 0.48. 0.60. Granica wyznaczająca rejon objęty udarem (analiza dyskryminacyjna) [50]. Przy pomocy badań dynamicznej perfuzji TK moŜliwe jest wykrycie rejonów mózgu z deficytem przepływu krwi zanim zostaną one uwidocznione na „klasycznych” (nie zakontraktowanych) zobrazowaniach TK [89]. Rozmiar deficytu perfuzji uwidoczniony na pTK jest skorelowany z prognozami przebiegu choroby pacjenta. Autorzy w pracy [3] stwierdzili, Ŝe obszar nieprawidłowego przepływu krwi widoczny na mapach CBV lepiej prognozuje ostateczny rozmiar chorego obszaru niŜ w wypadku badania DWI RM. Według [63] mapę CBV moŜna traktować jako aproksymację minimalnego obszaru, w którym ostatecznie znajdą się tkanki objęte udarem. Mapy CBF i CBV mają znaczenie prognostyczne w ocenie rozwoju niedokrwienia mózgu [101]. W wielu przypadkach równoczesna analiza zarówno CBF jak i CBV umoŜliwia dokładną analizę niedokrwienia wizualizowanych tkanek mózgowych. MoŜliwe jest równieŜ przewidzenie dalszych zmian chorobowych perfuzji zarówno jakościowych (podobnie jak w angiografii TK) jak i ilościowych. Według [89], [108] wzrost CBV oznacza uruchomienie mechanizmów autoregulacji krąŜenia, natomiast spadek CBV jest stanem niekorzystnym. CBF jest bardzo czułym wskaźnikiem, którego spadek oznacza moŜliwość wystąpienia niedokrwienia. 38.

(40) W ostrym udarze niedokrwiennym w wypadku niskiego CBV moŜe wystąpić zapadnięcie się naczyń krwionośnych, ale tylko po powaŜnej i trwającej przez długi okres czasu. redukcji. wskaźnika. CBF.. Pogłębiające. się. zapadanie. naczyń. z. duŜym. prawdopodobieństwem oznacza zawał [63]. ObniŜenie CBF i CBV charakteryzuje obszar zagroŜony zawałem. Bardzo niskie lub niemierzalne wartości CBF i CBV wskazują na trwałe uszkodzenie komórek mózgowych w badanym obszarze.. 2.4 Obecny stan wiedzy na temat automatycznych metod diagnostyki zobrazowań perfuzyjnych mózgu Z badań literaturowych autora wynika, Ŝe w obecnej chwili nie opracowano jeszcze w pełni automatycznych metod komputerowej interpretacji zobrazowań dynamicznej perfuzji TK mózgu. Zostały natomiast opracowane algorytmy dokonujące analizy zobrazowań mózgowia pozyskiwanych z innych modalności (w tym równieŜ perfuzyjnych). System CAD opisany w [71] pozwala na analizę potencjalnych zmian patologicznych zaznaczonych przez uŜytkownika wskazujących na udar mózgu na trójwymiarowych zobrazowaniach RM. Zobrazowania 3D RM są opisywane przy uŜyciu deformowalnego anatomicznego atlasu mózgu i atlasu, na którym uwidocznione są główne arterie krwionośne mózgu. W celu dopasowania obrazów uŜyty został algorytm FFT (Fast Talairach Transform) przygotowany specjalnie dla zobrazowań RM [72]. Algorytm ten został opracowany jedynie dla zobrazowań 3D RM, polega na detekcji specjalnych „kluczowych punktów” w strukturze mózgu (tzw. dopasowanie na podstawie analizy struktury obrazu – structural – based registration [99]). Punkty te uŜyte są następnie przy wyznaczaniu współczynników transformacji sztywnej (rigid transform) „szablonów” mózgu (brain templates). W [56] autorzy korzystają ze specjalnie stworzonego atlasu mózgu w celu analizy map perfuzji uzyskanych przy pomocy SPECT. W celu stworzenia atlasu autorzy zebrali pewną liczbę zobrazowań perfuzyjnych SPECT, z których następnie został stworzy wzorcowy obraz mózgowia na zasadzie uśrednienia wartości perfuzji występujących na kaŜdym z zobrazowań (rysunek 2.16). Przed dokonaniem uśrednienia zobrazowania zostały odpowiednio przekształcone, tak aby kaŜdy z mózgów był tego samego rozmiaru, a obraz był zorientowany w tę samą stronę w przestrzeni jak pewien arbitralnie wybrane „referencyjne zobrazowanie”. W tym celu uŜyto algorytmów dopasowania z zastosowaniem transformacji afinicznej oraz. 39.