Diagnostica per immagini

Diagnostica per immagini: imaging della funzionalità cerebrale

Diverse zone del cervello svolgono compiti diversi: visione, udito, moto, ma anche elaborazione di memoria e l’elaborazione delle informazioni acquisite mediante le funzioni primarie, come le emozioni. Le diverse zone non sono compartimentalizzate, alcune funzioni infatti derivano dall’interazione tra diverse parti del cervello.

Storia

XIX secolo: Gall ipotizza che il cervello non fosse un unico organo ma un insieme di 27 che, a seconda di quali fossero più o meno sviluppati, determinano le inclinazioni della persona.

Flourens provoca lesioni localizzate sul cervello di animali e dimostra che gli emisferi sono responsabili di funzioni cognitive superiori, ed inoltre è responsabile dell’attribuzione della regolazione e integrazione dei movimenti al cervelletto.

Broca fece alcune osservazioni importanti sui pazienti che avevano perso l’uso della parola e avevano paralisi progressive, notando che, in sede di autopsia, una zona del cervello risultava danneggiata, area di Broca.

Gage: a causa di un’esplosione un’asta metallica gli trapassa il cranio; sopravvisse all’incidente, recuperando in modo sostanziale le attività cerebrali, ad eccezione di qualche mancanza di memoria, ma vi furono importanti modifiche nella sua personalità e comportamento. La conclusione che ne fu tratta è che il cervello sia in grado di rimodellarsi.

XX secolo: Penfield, medico che si occupa della localizzazione delle aree cerebrali con stimoli elettrici, notò che ad ogni zona stimolata corrisponda una funzione, quindi esegue una mappatura della corteccia motoria e della corteccia sensoriale che mostrano notevoli sovrapposizioni tra varie regioni, attribuita a una variabilità individuale: non possiamo delineare aree perfettamente uguali per tutti.

Tanzi ipotizza che siano i neuroni i responsabili della plasticità neurale.

Sherrington: sinapsi neurale che permette i collegamenti tra neuroni.

Hubel-Wiesel-Menzenich: plasticità cerebrale dello sviluppo, processi di apprendimento.

Plasticità neurale: il cervello ha la possibilità di rimodellarsi di modo da affrontare i danneggiamenti, rimodellamento che deve essere consolidato nel tempo grazie a stimoli ripetuti.

Apprendimento hebbiano: se l’assone di un neurone A è abbastanza vicino da portare un neurotrasmettitore a un neurone B, in modo ripetuto e consistente, in uno o in entrambi i neuroni si producono cambiamenti metabolici e un processo di crescita, per cui l’efficienza dei neuroni risulta potenziata. I neuroni comunicano tramite neurotrasmettitori: lo scambio ripetuto forma un canale di neuroni. Il meccanismo viene memorizzato formando un sistema chiuso difficile da rompere.

Imaging funzionale

Possiamo usare diverse tecniche di screening per fare l’imaging del cervello: il senso dell’imaging funzionale è quello di mostrare i cambiamenti che avvengono durante lo svolgimento di una particolare funzione, differendo tra uno stato di riposo e uno stato attivato; in tempi compatibili con la latenza delle modifiche cerebrali durante una certa funzione.

Per la PET faccio l’iniezione del tracciante, FDG = glucosio marcato con fluoro 18, e ho:

¹⁸F → ¹⁸O + e⁺ + νe

Il positrone che viene emesso dal fluoro annichila con un elettrone del cervello e crea i γ che vengono acquisiti. L’FDG è uno zucchero; viene quindi coinvolto nelle attività metaboliche dei neuroni.

Per la RMN ho il contrasto BOLD, blood oxygen level dependent contrast: i mezzi di contrasto della RMN sono paramagnetici; nel sangue è presente l’ossigeno che è effettivamente un paramagnete, quindi la presenza o assenza di ossigeno cambia la struttura magnetica del sangue:

• Ossiemoglobina → porta l’ossigeno → è diamagnetica.
• Deossiemoglobina → ha rilasciato ossigeno → è paramagnetica.

Nei neuroni a riposo i livelli di oxem e deoxem sono gli stessi.

Quando un neurone si attiva richiamo un afflusso di sangue maggiore di cui l’ossigeno, ma non tutto: c’è un eccesso di oxem nel neurone attivo, quindi la percentuale di deoxem scende nelle cellule attivate perché diminuisce la presenza di paramagneti. Quindi aumenta il T₂^*. Per cui se contrastiamo in T₂^* abbiamo un segnale migliore.

Neuronal activity: cerebral blood flow ↑↑↑, O₂ metabolism ↑, OXY ↑↑↑, OXY ↓, DEOXY ↓↓, DEOXY ↑, OXY ↑↑, DEOXY ↓.

Quindi si fa un’acquisizione a riposo e una durante uno stimolo, poi si sottraggono tra di loro per evidenziare le differenze ed infine l’immagine si sovrappone a una morfologica per stabilire a che area corrispondono le zone attivate.

Metodo block design: si ha un’alternanza periodica di stimoli e riposi.

Metodo event related: in presenza di uno stimolo il paziente deve svolgere una certa azione.

Imaging di diffusione

Connessioni di reti neuronali: per alcune funzioni sono necessarie connessioni multiple tra neuroni che “accendono” contemporaneamente più zone. C’è una correlazione temporale tra zone organizzate, network funzionale.

Invece la formazione di canali che fanno transire le informazioni fa parte del network strutturale, più viene ripetuta la funzione, più il network è consolidato, che si vede con l’imaging di diffusione.

Diffusione: le molecole non sono fisse, hanno un loro moto; più sono grandi e più sono lente, ad esempio i neuroni si riorientano ma non si muovono molto. L’acqua libera nel tessuto extracellulare si muove: la magnetizzazione in presenza di un gradiente varia nel tempo con questa legge:

Magnetizzazione trasversale: dM_xy/dt = D∇²M_xy = −M_xy/T₂ + iγG ⋅ rM_xy + D∇²M_xy.

D = coefficiente di diffusione.

Integrando M_xy otteniamo:

M_xy = M_xy(0)e^{−t/T₂ + Dγ2G2t3z/3}.

Dove Dγ²G²t³z/3 è un termine piccolo, con un peso minore rispetto all’altro; è difficile individuarlo nell’immagine funzionale. Per farlo pesare di più uso la sequenza di Stejskal-Tanner:

S(TE) = S(0)e^{−TE/T₂ − Dγ2G2δ2(Δ − δ/3)}.

Dove pongo b = Dγ²G²δ²(Δ − δ/3), δ = lunghezza del gradiente e Δ = distanza dall’inizio del primo gradiente all’inizio del secondo.

H = costante 0 H2 H1 τ 180° 90° 180° τ τ 90°.

ω(H₁) > ω(H₂): è una differenza che non mi pregiudica la formazione dell’echo, ma la variazione di H cambia la frequenza tra il primo e il secondo τ.

L’echo si forma comunque ma è più basso perché ho una rifocalizzazione parziale di M.

L’altezza del picco che risulta dipenderà dal tempo e da quanto si muove la molecola, ovvero da quali intensità di H incontra.

Il coefficiente di diffusione D ci dice quanto spazio percorre la molecola nell’unità di tempo. Ho del campo aggiunto per enfatizzare l’effetto, quindi dipendenza da D, dal tempo e dal gradiente.

Per quanto riguarda i neuroni essi hanno un moto limitato perpendicolarmente all’assone, ma favorito nella direzione assiale, quella dell’assone, quindi non è più isotropo, il moto è limitato alla direzione, e D diventa un tensore.

Quindi devo applicare gradienti in tutte le direzioni, poiché non conosco a priori in che direzione può avvenire il movimento.

L’immagine che ottengo è una trattografia, che è un’immagine del percorso dell’H₂O libera nel tempo della misura in una particolare direzione, quella assonica. Ottengo una mappa dei network strutturali che mi dà informazioni sul funzionamento e sulle patologie.

Diagnostica per immagini: introduzione

L’energia nel corpo del paziente e quindi con la materia può essere penetrante, ovvero l’energia usata in radiologia, o anche quella elettromagnetica usata nell’imaging dei raggi X o in MRI o comunque nella medicina nucleare, o quella meccanica usata per gli ultrasuoni, ecografia, e può essere non penetrante, che mi fornisce ciò che è visibile alla luce e viene usata ad esempio in gastroenterologia o dermatologia.

Essenzialmente si trasferisce energia da una sorgente ad un altro corpo.

L’energia che entra in contatto con il paziente viene trasportata mediante radiazione elettromagnetica e ultrasuoni, vibrazione meccanica. Il corpo umano è opaco, la radiazione non entra, per tutto il campo del visibile e per frequenze poco maggiori e poco minori; infatti la radiazione viene riflessa o assorbita nei primissimi strati dell’epidermide. Nei range maggiori e minori del visibile la radiazione entra nel corpo e quindi sono adatte alle rilevazioni e i fenomeni di interazione sono diversi per ogni frequenza.

Ci si riferisce a raggi X e γ in termini di energia, eV, mentre a microonde e radiofrequenze in frequenza, Hz; ad alte energie, su scala atomica, chi ha energie comparabili sono gli elettroni legati ai nuclei, soprattutto quelli più vicini. A basse energie i livelli energetici compatibili sono i livelli nucleari derivanti dallo splitting Zeemann dovuto alla immissione di un campo elettromagnetico.

La diagnostica per immagini è una rappresentazione di una proprietà che viene espressa tramite una grandezza o dalla combinazione di più grandezze. L’utilità della diagnostica è che tramite le immagini si enfatizzano aspetti/informazioni utili alla diagnosi.

Lo scopo dello sviluppo di nuove tecniche di imaging è di renderle sempre meno invasive; per tecniche non invasive si intendono quelle che non invadono fisicamente il corpo.

In termini di sicurezza l’ecografia e la risonanza magnetica utilizzano radiazioni non ionizzanti, quindi ok, mentre i raggi X e γ utilizzano radiazioni ionizzanti, quindi non va bene.

Ho 6 modi di acquisire le immagini che sono a 2 a 2 contrapposti:

• Trasmissione: la sorgente è esterna e la radiazione interagisce. Il rilevatore è per assorbimento o scattering.
• Emissione: la sorgente è interna e l’emissione deriva dai decadimenti nucleari e dal loro percorso metabolico e dall’assorbimento dei fotoni generati prima di uscire dal corpo.
• Statico: informazione spaziale di struttura anatomica.
• Dinamico: informazione tramite evoluzione temporale.
• Proiettivo: proiettare energia attraverso il corpo del paziente. Imprimere bidimensionalmente un oggetto 3D sulla lastra 2D. Abbiamo tutti i piani sovrapposti.
• Tomografico: tagliare una fetta del corpo e acquisire tutte le fette sottili fino ad avere lastre per tutto lo spessore del corpo oppure per avere la sottile sezione di quello che ci interessa. Ho un’immagine migliore perché si tratta di una sola sezione.

È bene notare che se è trasmissivo non è emissivo, se è statico non è dinamico.

Proiezioni immagini vs tomografia

Nella proiezione delle immagini esse sono formate dall’energia proiettata attraverso il corpo del paziente e forma una singola immagine. Si hanno le strutture sovrapposte una all’altra.

Nella tomografia le immagini rappresentano piani selezionati o fette di tessuto. Ho una maggiore visibilità degli oggetti in una singola immagine ma sono necessarie molte immagini per un intero sistema di organi.

Modalità, tipo e modo

Caratteristiche dell’immagine

Per quanto riguarda la qualità abbiamo contrasto e risoluzione.

Il contrasto è la differenza di intensità dell’oggetto rispetto a tutto ciò che lo circonda. Esiste un contributo intrinseco che dipende dalla densità ecc. dell’oggetto.

Il contrasto dipende dall’energia usata e anche dall’anatomia del paziente.

Il livello di contrasto può essere aumentato cambiando parametri anche dopo l’acquisizione.

Il sistema di imaging traduce una specifica proprietà del tessuto in immagine a scala di grigio.

Il contrasto dell’immagine medica è il risultato di molti passaggi che si verificano durante l’acquisizione dell’immagine, elaborazione di questa e la sua visualizzazione.

Il contrasto me lo calcolo come il rapporto tra il valore più alto e quello più basso della luminosità.

La risoluzione è la capacità di un sistema di immagini di distinguere chiaramente due diversi oggetti mano a mano che essi diventano più piccoli e si avvicinano tra di loro.

Ho la:

• Risoluzione temporale, dimensione t: distinzione temporale in caso di imaging dinamico; è la capacità di distinguere due immagini dello stesso organo ma fatte in tempi successivi uno all’altro.
• Risoluzione spaziale, dimensioni x, y, z: larghezza, lunghezza e altezza dell’oggetto; è influenzata dal fatto che tutti i sistemi di immagine non riproducono esattamente il segnale in ingresso.

Se ad esempio invio uno stimolo puntuale questo viene riprodotto come una campana: PSF, point spread function, che è la risposta del sistema allo stimolo. Può essere isotopica, uguale in tutte le direzioni, o non isotopica, come ad esempio la fluoroscopia. In sostanza lo stimolo puntuale viene allargato in uscita.

Nel caso di due stimoli contemporanei le campane associate non devono incontrarsi al di sopra della metà della loro altezza, altrimenti il segnale risultante sarà una sola campana.

Quando parliamo di blurring di allargamento intendiamo che non si riproduce direttamente il campione.

Le fonti fisiche di blurring di allargamento sono:

• Lo scattering, fisica della dispersione.
• Il tempo di acquisizione e di calcolo.
• Il movimento, infatti le persone non sono mai completamente ferme. Entro certi limiti questo si può compensare.
• La geometria, ad esempio cioè le modalità tomografiche.

La risoluzione spaziale è legata alla frequenza spaziale e alla frequenza temporale, infatti il dominio della frequenza si divide in:

• Frequenza temporale.
• Frequenza spaziale.

La frequenza spaziale la definisco come: F = 1 / 2Δ.

E per Δ piccoli ho alte frequenze, mentre per Δ grandi ho basse frequenze.

La risoluzione può essere alta o bassa, dipende dalla dimensione della matrice in cui dividiamo l’oggetto.

Alle tecniche proiettive è legata la migliore risoluzione, come nel caso della mammografia e della radioterapia. Per quanto concerne la fluoroscopia ho invece una minore risoluzione perché l’immagine viene proiettata in continuazione sul display, tipo nelle operazioni chirurgiche.

Rumore

Esso è ineliminabile ed è bianco, quindi stocastico. Deriva dal fatto che gli apparati non sono perfetti, ma danno fluttuazioni che ci sono anche in assenza di segnale. La natura e l’entità del rumore variano in modo significativo per le diverse modalità di imaging.

L’effetto del rumore è quello di ridurre la capacità di distinguere gli oggetti con basso contrasto, inoltre incrementa il mascheramento degli oggetti più piccoli, alte frequenze.

Esso può essere:

• Basso: si distinguono bene i contorni e le intensità.
• Medio: ci accorgiamo dell’oggetto e ha contorni più o meno definiti, c’è distinzione tra rumore e contorni, ma la risoluzione è diminuita.
• Alto: si fa molta fatica a percepire l’oggetto e sono senza contorno. La risoluzione è pessima.

Alcune sorgenti sono: le fluttuazioni quantiche, la sensibilità del rilevatore, il processo di imaging.

Come si affronta il rumore? In assenza di segnale si misurano le fluttuazioni tra lo 0 e il livello massimo che è presente. Il rumore si aggiunge e si sottrae anche dove c’è segnale, quindi la differenza tra il livello medio in assenza di segnale e in presenza di segnale è l’ampiezza del segnale stesso.

Il rumore relativo è: σ_N.

L’SNR o signal to noise ratio è: SNR = N / σ.

Il legame che c’è tra risoluzione, rumore e contrasto è dato dalla curva di contrasto dettaglio: contrasto alto, contrasto basso.

Per ogni livello di contrasto ho una dimensione minima dell’oggetto che si riesce a rappresentare. Per un oggetto grande ho la possibilità di vederlo anche se c’è poco contrasto nonostante il rumore, mentre per un oggetto piccolo il livello di contrasto deve aumentare perché è maggiormente disturbato dal rumore.

Diminuendo il contrasto perdiamo la capacità di vedere oggetti piccoli. Se il rumore cresce anche gli oggetti più grandi devono essere più contrastati. La curva che ci dice cosa riesco a vedere diventa più stretta.

Lo sfocamento per contrasto diminuisce la risoluzione ma non il contrasto; sarà una curva che non mi fa perdere in contrasto ma non vedo oggetti di piccole dimensioni.

Artefatti e distorsioni

Derivano da errori sistematici e alcuni sono ineliminabili, mentre altri sono inevitabili.

Gli artefatti sono quando compare qualcosa che non c’è o scompare qualcosa che c’è.

La distorsione è quando una forma viene deformata. Le distorsioni sono gravemente