Uniwersytet Wrocławski

Wydział Fizyki i Astronomii

Sylwia Bilińska

Zastosowanie perfuzji tomografii komputerowej

za pomocą aparatu 64-rzędowego w diagnostyce

otępienia i łagodnego zaburzenia poznawczego

(Application of perfusion computed tomography using 64-detector

unit in dementia and mild cognitive impairment)

Praca magisterska
napisana pod kierunkiem
prof. dr hab. Ewy Dębowskiej
prof. dr hab. n. med. Marka Sąsiadka

Wrocław 2010

2

Pragnę serdecznie podziękować

Pani dr Annie Czarneckiej

za opiekę, poświęcony czas, życzliwą pomoc,

oraz cenne uwagi przy pisaniu pracy

3

1. WSTĘP ....................................................................................................................................... 4

2. TOMOGRAFIA KOMPUTEROWA ...................................................................................... 6

2.1 PODSTAWY FIZYCZNE.

..................................................................................................................7

2.2 BUDOWA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO

.........................................................................10

2.3 ZASADA DZIAŁANIA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO

...................................................12

2.4 REKONSTRUKCJA OBRAZU TOMOGRAFICZNEGO NA PRZYKŁADZIE METODY

WSTECZNEJ PROJEKCJI

.....................................................................................................................13

3. PERFUZJA TOMOGRAFII KOMPUTEROWEJ .............................................................. 18

3.1 TWORZENIE MAP PERFUZYJNYCH

..........................................................................................18

3.2 PARAMETRY PERFUZYJNE

........................................................................................................20

3.3 METODA OBLICZENIOWA PARAMETRÓW PTK – ZASADA CENTRALNEJ OBJĘTOŚCI......23

3.4 ŚRODKI KONTRASTOWE

............................................................................................................27

3.5 ZASTOSOWANIE

...........................................................................................................................28

4. OTĘPIENIE ............................................................................................................................. 31

4.1 CHOROBA ALZHEIMERA (ALZHEIMER’S DISEASE – AD) .................................................. 32

4.2 ŁAGODNE ZABURZENIE POZNAWCZE (MILD COGNITIVE IMPAIRMENT – MCI)........... 33

5. CZĘŚĆ DOŚWIADCZALNA................................................................................................. 34

5.1 MATERIAŁ BADAWCZY ........................................................................................................ 34

5.2 METODYKA BADANIA PERFUZJI TOMOGRAFII KOMPUTEROWEJ................................ 37

6. WYNIKI ................................................................................................................................... 46

6.1 PORÓWNANIE WARTOŚCI PARAMETRÓW CBF ............................................................... 47

6.2 PORÓWNANIE WARTOŚCI PARAMETRÓW CBV................................................................ 51

6.3 PORÓWNANIE WARTOŚCI PARAMETRÓW MTT ............................................................... 54

7. DYSKUSJA WYNIKÓW I WNIOSKI.................................................................................. 58

8. STRESZCZENIE..................................................................................................................... 62

9. ABSTRACT.............................................................................................................................. 64

10. PIŚMIENNICTWO ............................................................................................................... 65

11. SPIS TABEL I RYCIN.......................................................................................................... 71

4

1.

Wstęp

W ostatnich latach nastąpił dynamiczny rozwój technik neuroobrazowania,

umożliwiających ocenę zarówno morfologii mózgowia jak i jego funkcji. Wśród szerokiego

wachlarza nowych technik diagnostycznych, poszukuje się metod pozwalających na

rozpoznanie i prawidłowe zróżnicowanie poszczególnych postaci chorób otępiennych

(zwłaszcza wczesnych zaburzeń funkcji poznawczych). Obecnie w diagnostyce otępienia

(demencji) wykorzystuje się obok tak zwanych standardowych badań strukturalnych

(tomografii komputerowa - TK i rezonans magnetyczny - MR), pozwalających wykluczyć

organiczne podłoże choroby (guz, wodogłowie), także techniki obrazowania funkcjonalnego,

takie jak: tomografia emisyjna pojedynczego fotonu (SPECT), pozytonowa tomografia emi-

syjna (PET), spektroskopia rezonansu magnetycznego (MRS), funkcjonalny rezonans

magnetyczny (fMRI). Umożliwiają one nie tylko zbadanie struktur mózgowych, ale także

czynności kory mózgowej, metabolizmu, składu biochemicznego i aktywności układu

neuroprzekaźników. Również dużym zainteresowaniem objęto obrazowanie za pomocą metod

perfuzyjnych (perfuzja tomografii komputerowej - pTK i rezonansu magnetycznego pMR).

Za ich pomocą ocenia się dynamikę przepływu krwi w naczyniach krwionośnych (na poziomie

naczyń włosowatych) wybranego obszaru.

Metoda perfuzji TK polega na podaniu niejonowego, jodowego środka kontrastowego

z jednoczesnym, wielokrotnym skanowaniem wybranego zakresu. Badanie charakteryzuje się

wieloma zaletami jak: łatwa dostępność, krótki czas badania (istotne w przypadku pacjentów

w ciężkim stanie lub niewspółpracujących), dobra rozdzielczość przestrzenna, dokładny

algorytm obliczeniowy, odporność na szumy, niski koszt badania. Od momentu wprowadzenia

perfuzji TK nie tylko rozwinął się zakres badanych narządów, ale obecnie kształtują się nowe

gałęzie zastosowania tej metody.

Niniejsza praca magisterska ma na celu zweryfikowanie tezy „Perfuzja tomografii

komputerowej jako metoda diagnostyczna w rozpoznaniu i różnicowaniu chorób otępiennych”

oraz ocenienie przydatności perfuzji TK do potwierdzenia zmian naczyniowych u pacjentów

z chorobą Alzheimera (AD) i łagodnym zaburzeniem funkcji poznawczych (MCI). Autorka

niniejszej pracy wzięła pod uwagę pacjentów z chorobą Alzheimera, będącą najczęściej

występującą chorobą otępienną, oraz pacjentów z łagodnym zaburzeniem funkcji

poznawczych. Ważną wskazówką w doborze grup był fakt, iż w większości przypadków

5

choroba MCI konwertuje w otępienie alzheimerowskie. Punktem docelowym jest sprawdzenie

poprawności przedstawionej wyżej tezy. Autorka podjęła się oceny wartości badania

w różnicowaniu otępienia pomiędzy grupami chorych z rozpoznaniem AD i MCI.

6

2.

Tomografia komputerowa

Techniki

obrazowania

stały

się

głównymi

metodami

diagnostycznymi

w medycynie. Wykorzystując różne zjawiska fizyczne (promieniowanie X i γ, jądrowy

rezonans magnetyczny), umożliwiają zaglądanie bez użycia skalpela do wnętrza ciała

człowieka w celu rozpoznania zmian patologicznych. Wynalazkiem, który zapoczątkował

erę nowoczesnych technik diagnostycznych, był rentgenowski tomograf komputerowy

(computer tomography - CT).

Za ojców tomografii komputerowej uważa się dwóch wybitnych naukowców:

Godfreya Hounsfielda oraz Allana McLeoda Cormacka. Zostali oni uhonorowani w 1979

roku Nagrodą Nobla w dziedzinie medycyny za badania nad pomiarem poziomu absorpcji

promieniowania i technikę rekonstrukcji otrzymanych projekcji. Natomiast już w 1971

roku przeprowadzono pierwsze badania na prototypowym tomografie komputerowym EMI,

skonstruowanym przez Hounsfielda [1,2]. Od tamtej chwili rozwój tomografii nabrał

niebywałego tempa. Na rycinie 1 została przedstawiona oś czasu z punktami zwrotnymi

w dziejach tomografii [3].

Ryc. 1 Punkty zwrotne w dziejach tomografii komputerowej.

7

2.1. Podstawy fizyczne.

Promieniowanie rentgenowskie

Promieniowanie rentgenowskie, będące rodzajem promieniowania elektromagne-

tycznego w przedziale długości fali 10

-12

m - 10

-8

m, zostało odkryte w 1895 roku przez

Wilhelma Rıntgena. Źródłem promieniowania są procesy fizyczne, jakie zachodzą w

materii na poziomie atomów. Uzyskiwanie kwantów z tego przedziału promieniowania

odbywa się poprzez wyhamowanie cząstki naładowanej w polu elektromagnetycznym jądra

atomu (promieniowanie hamowania) i przeskokowi elektronu atomu między

wewnętrznymi powłokami (promieniowanie charakterystyczne). W lampach rentge-

nowskich, w których zachodzą oba procesy, widmo promieniowania X składa się z widma

promieniowania hamowania (widma ciągłego), na które może nakładać się widmo

charakterystyczne pierwiastków budujących anodę.

Powstanie rentgenowskiego promieniowania hamowania opiera się na zjawisku

hamowania elektronu o dużej energii kinetycznej, w wyniku zderzenia z materiałem tarczy

(anodą). Elektron oddziałując z polem kulombowskim jądra atomu anody (absorbenta),

porusza się ruchem opóźnionym, jego tor ulegnie zakrzywieniu, a na każdym odcinku

swojej drogi traci część energii. W efekcie zostają wyemitowane kwanty promieniowania X

zgodnie z zasadami elektrodynamiki klasycznej. Powstałe widmo jest ciągłe z dobrze

określoną minimalną długością fali, zwaną krótkofalową granicą promieniowania.

Drugim procesem wytwarzania promieniowania X są przejścia elektronów pomiędzy

różnymi stanami energetycznymi w atomach. W wyniku oddziaływania naładowanej cząstki

z materiałem tarczy, elektron zostaje usunięty z wewnętrznej powłoki, znajdującej się blisko

jądra. Wolne miejsce, znajdujące się na niższym poziome energetycznym, jest szybko

zapełniane przez inny elektron z wyższego poziomu energetycznego. Przeskokowi elektronu

między dwoma poziomami energetycznymi towarzyszy emisja fotonu promieniowania

rentgenowskiego, którego energia jest równa różnicy energii między tymi poziomami.

Ponieważ energia elektronu przebywającego na orbicie stacjonarnej jest ściśle określona,

a jej wartość zależy od rodzaju atomu, uzyskane widmo ma charakter liniowy i składa się

z wyraźnych grup linii tworzących serie widmowe K, L, M, N,… Nakładanie obu widm

można zaobserwować w lampie rentgenowskiej. Obecne modele różnią się konstrukcją od

8

swojego pierwowzoru użytego przez Wilhelma Rıntgena. Lampy rentgenowskie,

zastosowane w tomografii komputerowej, posiadają wirującą anodę i spiralną katodę, które

umieszczone są w szklanej próżniowej rurze. Anoda ma kształt płaskiego walca zbudo-

wanego z odpornego na topnienie materiału (np. grafitu). Brzeg, od strony katody, jest ścięty

i pokryty materiałem emitującym promieniowanie rentgenowskie, podczas bombardowania

wysokoenergetycznymi elektronami. W trakcie emisji strumienia elektronów z nagrzanej do

temperatury 1500-2300°C spiralnej wolframowej katody, walcowata anoda obraca się

z prędkością około 3000 obr./min. Elektrony, przyspieszone w wyniku różnicy potencjałów

przyłożonej pomiędzy elektrodami, uderzają w różne miejsca tarczy anody (antykatody).

Pozwala to sztucznie zwiększyć powierzchnie czynną anody. Dodatkowo nachylenie

płaszczyzny czynnej względem powierzchni katody zwiększa stopień skupienia wiązki

promieniowania [3-5].

Eksponencjalne prawo osłabienia

Promieniowanie jonizujące (m.in. promieniowanie X) jest niezwykle cennym

ź

ródłem informacji o strukturze i własnościach materii. W wyniku oddziaływania

promieniowania rentgenowskiego z materiałem absorbenta, dochodzi do jego osłabienia.

W rezultacie wiązka traci część swojej energii. Proces ten opisywany jest przez

eksponencjalne prawo osłabienia wyrażone jako osłabienie natężenia promieniowania I

0

w funkcji grubości badanego obiektu x

x

e

I

I

µ

−

=

0

,

(2. 1)

gdzie: I – natężenie promieniowania po przejściu przez badany obiekt;

I

0

– natężenie promieniowania padającego na obiekt;

x – grubość badanego obiektu;

µ

– liniowy współczynnik osłabienia.

Eksponencjalne prawo osłabienia jest podstawowym prawem w rentgenowskiej tomografii

komputerowej. Dla niejednorodnej warstwy ciała ludzkiego leżącej w płaszczyźnie x,y

wzór (2.1) ma postać:

9

∫

⋅

=

−

S

ds

y

x

S

e

I

I

0

)

,

(

0

µ

,

(2. 2)

gdzie:

I

S

– natężenie promieniowania X po przejściu drogi S wzdłuż warstwy,

I

0

– natężenie promieniowania padającego,

µ

(x,y) –liniowy współczynnik osłabienia promieniowania X.

Po przekształceniu wzoru (2.2) otrzymamy wielkość

∫

=

S

S

ds

y

x

I

I

0

0

)

,

(

ln

µ

,

(2. 3)

którą nazywamy projekcją (transformata Radona).

Liniowy współczynnik osłabienia określa część fotonów z całkowitej ich liczby,

która zastała usunięta z wiązki przez warstwę absorbentu o jednostkowej grubości. Wartość

tego współczynnika silnie zależy od energii padającego promieniowania i liczby atomowej

Z absorbentu. Wyznaczenie funkcji µ(x,y) dla wielu warstw pozwala określić strukturę

przestrzenną ze względu na zdolność pochłaniania promieniowania przez poszczególne

warstwy badanego obiektu. W odniesieniu do człowieka będzie to stanowiło podstawę do

wyróżnienia w obrazie tomograficznym tkanek, które charakteryzują się różną budową

i składem pierwiastkowym.

Zjawiska fizyczne, które powodują osłabienie promieniowania rentgenowskiego

o energii stosowanej w tomografii komputerowej, to przede wszystkim efekt

fotoelektryczny, rozpraszanie koherentne i rozpraszanie Comptona. Wymienione procesy

zachodzą z różnym prawdopodobieństwem. Każde z tych prawdopodobieństw jest

określone za pomocą przekroju czynnego i dla każdego wyznacza się współczynnik

osłabienia (efekt fotoelektryczny µ

F

, rozpraszanie koherentne µ

R

, rozpraszanie Comptona

µ

C

). Całkowity liniowy współczynnik osłabienia jest sumą wszystkich tych

współczynników.

Dominującym

zjawiskiem

powodującym

osłabienie

promieniowania

rentgenowskiego jest rozpraszanie Comptona. Jest to związane nie tylko z energią

promieniowania X, lecz także ze składem pierwiastkowym ciała ludzkiego. Ponad 99%

stanowią pierwiastki lekkie - H, C, N, O, Na, Mg, P, S, Cl, K, Ca [3 – 6].

10

2.2. Budowa tomografu komputerowego

Badania, przy użyciu rentgenowskiego tomografu komputerowego (TK), są jedną

z podstawowych technik diagnostycznych i stały się standardem w praktyce lekarskiej.

Poprzez pomiar liniowego współczynnika osłabienia promieniowania rentgenowskiego

uzyskiwane są informacje o wnętrzu badanego obiektu.

Głównym celem w konstrukcji aparatów TK jest zapewnienie pomiaru niezbędnej

do rekonstrukcji liczby projekcji, w możliwie jak najkrótszym czasie. Zgodnie z tą ideą

obecne aparaty wyposażone są w najnowszej klasy elementy. W każdym urządzeniu

tomograficznym znajdują się:

system akwizycji danych, wykonujący projekcje przy użyciu promieniowania

rentgenowskiego;

komputer dokonujący rekonstrukcji obrazów z otrzymanych projekcji oraz

wspomagający analizę zrekonstruowanych obrazów TK;

urządzenie zasilające tomograf;

monitor, jako element wizualizacji bieżącej pracy systemu informatycznego oraz

interaktywny interfejs w procesie diagnozowania zrekonstruowanych obrazów;

systemy archiwizacji danych np. taśmowe i dyskowe;

inne elementy.

System akwizycji danych zawiera podstawowe elementy, pozwalające na uzyskanie

informacji o badanym obiekcie w oparciu o pewną liczbę pomiarów zewnętrznych.

Wyróżnić można główne części składowe konstrukcji aparatu tomograficznego:

brama (gantra) - główny element urządzenia z otworem znajdującym się

w centralnej jej części o średnicy około 70 cm;

ź

ródło promieniowania (lampa rentgenowska) o energii umożliwiającej penetrację

wiązki przez znajdujący się w bramie obiekt biologiczny. Promieniowanie, które

przeszło przez badany obiekt niesie ze sobą informację o jego strukturze. Lampa

jest częścią ruchomą i obraca się wzdłuż pierścienia gantry, a poprzez zastosowanie

ceramicznych materiałów może pracować w sposób ciągły. Emitowane

promieniowanie ma zawsze określony zakres energii;

11

układ

detekcyjny

przetwarza

energię

promieniowania

rentgenowskiego

na odpowiadający jej sygnał elektryczny. W zależności od generacji może być

układem ruchomym lub nieruchomym, a także zbudowanym z jednego bądź kilku

rzędów (2- 256);

kolimatory usytuowane w pobliży lampy rentgenowskiej i każdego detektora, które

kształtują wiązkę promieniowania i minimalizują promieniowanie rozproszone.

Od wysokości kolimatorów zależy grubość skanowanej warstwy;

stół służący do swobodnego ułożenia pacjenta, zazwyczaj sterowany manualnie

przed właściwym badaniem, w celu ustawienia początkowej pozycji pacjenta. Może

również poruszać się w sposób zautomatyzowany podczas pozyskiwania projekcji

z danego obszaru (w tomografii spiralnej);

system chłodzenia lampy rentgenowskiej.

Ryc. 2 Schemat budowy tomografu komputerowego trzeciej generacji

Tomograf komputerowy składa się także z szeregu podzespołów sterujących

i napędowych, układów współrzędnych umożliwiających precyzyjne pozycjonowanie,

urządzeń zapewniających bezpieczeństwo pacjenta i obsługi [3, 11].

12

2.3. Zasada działania tomografu komputerowego

Pacjent umieszczony na stole pomiarowym jest wsuwany w otwór układu

pomiarowego. Po ustaleniu zakresu skanowania i początkowej pozycji, badany naświetlany

jest wiązką promieniowania rentgenowskiego, uformowaną przez kolimator, przy stałym

(technika stacjonarnej) lub liniowym przesuwaniu stołu z pacjentem (technika helikalna lub

spiralna). Informacje o zmianie natężenia promieniowania, w wyniku osłabienia,

są rejestrowane przez układ detekcyjny, znajdujący się po przeciwnej stronie lampy.

W zależności od generacji, tablica detektorów może obracać się synchronicznie wraz

z lampą, przy czym są one nieruchome względem siebie, lub jest na stałe umieszczona

wzdłuż pierścienia w gantrze. Tak skonstruowany układ pozwala na zmierzenie

jednocześnie kilkuset projekcji. Należy zaznaczyć, że pomiar projekcji dokonywany jest

dla dyskretnego zbioru wartości kątów Φ

k

. Zmiana kąta o ∆Φ

k

zależy od liczby projekcji,

którą należy wyznaczyć w celu rekonstrukcji obrazu.

Obecnie wykorzystuje się dwie metody pomiaru zestawu projekcji. Pierwszą

metodą jest technika stacjonarna (sekwencyjna). Pacjent leży nieruchomo w trakcie

badania. Po wykonaniu pomiaru i zebraniu zestawu projekcji z pierwszej warstwy, lampa

rentgenowska zostaje wyłączna. Stół wraz z pacjentem zostaje przesunięty do nowego

położenia, lampa zostaje ponownie włączona i skanowana jest nowa warstwa. Często ta

metoda jest określana jako technika segmentalna. Była wykorzystywana w aparatach, które

posiadały tylko jeden rząd detektorów. Dziś jest nadal używana, także w aparatach

wielorzędowych, w wybranych badaniach np. podstawowe badanie TK głowy.

Drugą techniką, umożliwiającą pomiar projekcji, jest metoda dynamiczna,

stosowana w tomografii spiralnej (heliakalnej). W trakcie pomiaru pacjent nieruchomo leży

na stole, który przesuwa się ruchem jednostajnym. Lampa rentgenowska pracuje w sposób

ciągły. Podczas pełnego obrotu układu pomiarowego lampa-detektory, stół z pacjentem

przesuwany jest o 1-20 mm. Czas badania jest znacznie krótszy niż w technice stacjonarnej.

Wydłużył się natomiast czas rekonstrukcji obrazu. Wymagany jest od systemu

komputerowego większy nakład obliczeniowy, gdyż dane potrzebne do rekonstrukcji

pojedynczego płaskiego przekroju są uzyskiwane ze zbioru danych zebranych z pewnej

13

objętości ciała pacjenta. Konieczną jest także bardzo wydajny system chłodzenia lampy,

która silnie nagrzewa się przy długiej ekspozycji.

Aktualnie wszystkie tomografy posiadają nie jedną, lecz kilkadziesiąt (a nawet

kilkaset) warstw detektorów o bardzo małych rozmiarach. Dodatkowo wiązka

promieniowania została uformowana w stożek (cone beam). Takie rozwiązanie pozwoliło

na skanowanie znacznie większego obszaru (jednocześnie wiele sąsiadujących ze sobą

przekrojów) niż było to możliwe we wcześniej opisanych technikach. Zastosowanie

spiralnego toru ruchu układu pomiarowego zmniejszyło zarówno czas badania jak i wpływ

niedokładności kolimacyjnych na jakoś obrazu oraz dawkę

promieniowania.

W porównaniu z poprzednimi generacjami rozdzielczość rekonstruowanych przekrojów

jest znacznie wyższa. Wszystkie te udogodnienia dały możliwość bardzo dokładnego

obrazowania

w

dowolnej

płaszczyźnie

wszelkich

narządów

statycznych

i ruchowych oraz bardzo małych struktur m.in. drobnych naczyń krwionośnych pod

względem ich anatomii jak i funkcjonowania [3, 7-12].

2.4. Rekonstrukcja obrazu tomograficznego na przykładzie metody wstecznej

projekcji

Tomografia komputerowa jest systemem pośredniego obrazowania. Dane liczbowe,

uzyskane podczas badania, zostają poddane rekonstrukcji. Obecnie wykorzystuje się liczne

metody, które bazują na próbie odtworzenia zbiorów wartości współczynnika osłabienia

promieniowania rentgenowskiego dla różnych projekcji. Dzieląc obszar badania na zbiór

podstawowych elementów objętości (voxel – volume element), odtwarza się wartość

współczynnika osłabienia dla każdego elementu.

Metodę przetwarzania danych pomiarowych najłatwiej prześledzić na algorytmach

rekonstrukcji obrazu w oparciu o układ pomiarowy z równoległą wiązką promieniowania.

W komercyjnych tomografach najczęściej zastosowanym algorytmem rekonstrukcyjnym

jest filtrowana projekcja wsteczna (filtered back projection – FBP) [8,9].

Metoda filtrowanej wstecznej projekcji powstała w wyniku poszukiwania sposobu

rekonstrukcji obrazu pozbawionego efektu rozmycia. Opierając się na przekształceniu

14

Radona, oraz na wykorzystaniu transformaty Fouriera, dokonuje się filtracji funkcji

projekcji, które poddawane są następnie wstecznej projekcji.

Niech funkcja µ(x,y) opisuje rozkład współczynnika osłabienia promieniowania X

po przejściu przed obiekt w układzie współrzędnych związanych z nieruchomym

pacjentem, a funkcja µ(t,s) w układzie obróconym o kąt Φ (układ związany z lampą

i detektorem). Podczas pojedynczego pomiaru otrzymuje się projekcję (transformatę

Radona), będącą całką z funkcji µ(t,s) po linii o znanym położeniu (t,Φ), gdzie t oznacza

odległość linii projekcji od środka układu współrzędnych (Ryc.3). Związek między

współrzędnymi (x,y) oraz (t,s) jest opisany zależnością:

,

cos

sin

,

sin

cos

Φ

y

Φ

x

s

Φ

y

Φ

x

t

+

−

=

+

=

(2. 4)

Ryc. 3. Graficzne ujęcie projekcji tomograficznej

Projekcja tomograficzna jest dana wzorem:

∫

∞

∞

−

=

Φ

ds

t

s

t

p

)

,

(

)

,

(

µ

.

(2. 5)

Korzystając z serii jednowymiarowych projekcji, które uzyskuje się podczas

skanowania pacjenta, możemy otrzymać dwuwymiarową mapę współczynników

osłabienia. Procedura jest kilkustopniowa. Wszystkim pikselom (najmniejsze jednolite

elementy obrazu wyświetlane na ekranie), które dają wkład do danej projekcji

15

przypisywane są wartości równe projekcji. Procedurę powtarza się dla projekcji

zmierzonych pod różnymi kątami Φ, w wyniku czego otrzymuje się obraz sumacyjny µ

S

.

)

,

(

1

)

,

(

)

,

(

0

∫

=

≡

π

π

µ

µ

dΦ

t

Φ

p

s

t

y

x

s

s

(2. 6)

Aby obliczyć funkcję µ

S

dokonuje się uproszczenia, w którym badany przedmiot

ma kształt dwuwymiarowej funkcji Diraca

).

(

)

(

)

,

(

)

,

(

s

t

s

t

y

x

δ

δ

µ

µ

≡

≡

(2. 7)

Korzystając z właściwości delty Diraca oraz szeregu Taylora, otrzymuje się wynik,

który dowodzi, że obraz sumacyjny µ

S

, utworzony bezpośrednio po zastosowaniu wstecznej

projekcji, różni się od skanowanego przedmiotu. Taki punktowy przedmiot jest odtworzony

jak funkcja 1/r.

W celu korekcji obrazu sumacyjnego i eliminacji wpływu funkcji 1/r na wynik

rekonstrukcji, należy funkcję projekcji poddać filtracji. Filtracja odbywa się względem

współrzędnej t przy ustalonym kącie Φ. Proces ten można opisać wzorem (2.8)

na zmodyfikowana projekcję:

,

)

(

)

(

)

,

(

du

u

t

f

Φ

,u

p

t

Φ

p

F

−

=

∫

∞

∞

−

(2. 8)

gdzie: u =

ysinΦ

xcosΦ

+

,

p

F

– przefiltrowana projekcja przy określonej wartości kąta Φ,

p(Φ, u) – projekcja przed procedurą filtracji,

f– filtr.

Eliminacja rozmycia obrazu poprzez zastosowanie filtru zależy od jego realizacji.

Niektóre filtry mogą bardzo dobrze eliminować rozmycie, lecz mogą także uwypuklać

szum, co również wpływa niekorzystnie na jakość obrazu. Kolejnym krokiem rekonstrukcji

jest wsteczna projekcja zmienionych funkcji.

W praktyce rekonstrukcja obrazu jest problemem dyskretnym. Podczas pomiaru

funkcja projekcji jest tylko próbkowana. Numeryczny algorytm rekonstrukcji obrazu

wyznacza wartość współczynnika osłabienia tylko w wybranych punktach (pikselach).

Próbkowanie ogranicza częstotliwość przestrzenną do pewnej wartości maksymalnej

16

wynikającej z odległości próbek. Ze względu na dyskretny charakter danych projekcji, filtr

również wyraża się w formie dyskretnej.

Ostatnim krokiem w procedurze rekonstrukcji metodą filtrowanej wstecznej

projekcji jest normalizacja. Ponieważ suma zmierzonych projekcji p

k

nie jest równa sumie

projekcji po operacji filtrowania p

F

k

∑

∑

≡

≠

≡

k

k

F

k

F

k

p

Z

Z

p

(2. 9)

należy pomnożyć obliczone wartości projekcji p

F

przez czynnik Z/Z

F

[3,7-9,12].

Wynik badania podaje się w postaci trójwymiarowej mapy współczynników

osłabienia wyrażonych w jednostkach Hounsfielda (Hounsfield units – HU) relatywnych

względem współczynnika osłabienia dla wody dla promieniowania mono-energetycznego

o energii 73 keV .

O

H

O

H

tkanki

tkanki

HU

2

2

1000

µ

µ

µ

−

⋅

=

(2. 10)

gdzie:

tkanki

µ

– współczynnik osłabienia promieni X dla danej tkanki,

O

H

2

µ

– współczynnik osłabienia promieni X dla wody.

Skala Hounsfielda składa się z 4096 stopni, od –1024 do 3071. Zgodnie ze wzorem

(2.10) dla wody HU = 0, dla powietrza około -1000, dla kości około +3000. Do

zobrazowania tych wielkości wykorzystuje się skalę poziomów szarości (ryc.4). Kolor

czarny przedstawia niskie wartości HU, natomiast kolor biały reprezentuje obszar wysokich

współczynników osłabienia. W praktyce stosuje się zwykle 256 poziomów szarości

pokrywających pewien wybrany zakres (okno) wartości HU. Jeżeli zostanie użyte okno

dostosowane do tkanek miękkich w zakresie od -100 HU do +100 HU, to czarnym kolorem

oznaczone są elementy obrazu o wartościach poniżej -100 HU tj. powietrze, tkanka płuc,

a białym powyżej +100 HU tj. tkanka kostna. Skala szarości z zakresu -100 HU i 100 HU

wykorzystana jest do zobrazowania pozostałych tkanek (ryc.5). Takie rozwiązanie

umożliwia odzwierciedlenie na ekranie monitora wysokiego kontrastu obrazu, przez co

ułatwia jego interpretację [3,5,9].

,

,

17

Ryc. 4 Skala poziomów szarości

stosowana w obrazowaniu TK.

Ryc. 5 Rozkład wartości liczby Hounsfielda dla tkanek

ludzkich.

18

3.

Perfuzja tomografii komputerowej

Metoda perfuzji tomografii komputerowej (perfusion computed tomography) oparta

jest na modelu kinetycznym, który polega na śledzeniu i analizowaniu pierwszego przejścia

ś

rodka kontrastowego przez mikrokrążenie. W badaniu ocenia się zmianę gęstości płynu

ustrojowego w danym obszarze tkanki, która zależy od ilości środka kontrastowego,

przepływającego przez łożysko naczyń krwionośnych (na poziomie naczyń włosowatych)

badanego obszaru. W rzeczywistości analizie podlega średni współczynnik osłabienia

promieniowania w elemencie objętości tkanki, leżącym w obrazowanej warstwie, będący

odzwierciedleniem liczby fotonów, które zostały usunięte z wiązki promieniowania przez

warstwę absorbenta. Metoda ta pozwala ocenić hemodynamikę tkanek i narządów i daje

wgląd w stan mikrokrążenia [16,19].

3.1 Tworzenie map perfuzyjnych

Każde badanie metodą perfuzji tomografii komputerowej (pTK) jest poprzedzone

wykonaniem standardowego badania TK mózgowia bez podania środka kontrastowego.

Otrzymuje się pierwszy podzbiór danych projekcji (określone jako dane referencyjne)

ze wstępnie przetworzonych danych skanowania. Ideą wstępnego przetwarzania jest

przekształcenie danych skanowania w celu wyeksponowania najważniejszych informacji

z jednoczesną eliminacją szumów i artefaktów. To konwencjonalne badanie tomograficzne

służy do oceny całego mózgowia oraz wyznaczenia poziomu badania perfuzyjnego, czyli

ustalenia miejsca skanowania. Następnie wstrzykuje się dożylnie, przy użyciu strzykawki

automatycznej, niejonowy środek kontrastowy (40-50 ml) z szybkością 4–5 ml/s. Po kilku

sekundach od momentu podania kontrastu, rozpoczyna się skanowanie techniką seriografii,

w której akwizycja kolejnych obrazów, ilustrujących przepływ środka kontrastowego przez

badany obszar, wykonywana jest w bardzo krótkich odstępach czasu, bez zmiany pozycji

pacjenta. Jest to możliwe ze względu na dużą liczbę rzędów detektorów, które zbierają

informacje z całej szerokości skanowanego obszaru. Skanowanie trwa 40-50s

z częstotliwością 1 skan/s. Otrzymuje się w ten sposób drugi podzbiór danych projekcji

(tzw. second sub-set projection data). Następnie z otrzymanych danych projekcji drugiego

19

podzbioru i danych referencyjnych wyznacza się, dla każdego obrazu, różnicę tych danych.

Określa się ją poprzez odjęcie, w każdym obrazie (pixel by pixel), danych referencyjnych

od danych z drugiego podzbioru. W różnicy danych zostają wzięte pod uwagę tylko

obszary zakontrastowane (w większym lub mniejszym stopniu). Przestrzenie, które nie

zostały wysycone środkiem kontrastowym (np. kości), zostają pominięte i nie będą

widoczne na obrazie. Następnie zbiór danych różnicowych jest poddawany rekonstrukcji.

Wynik przedstawiony jest w postaci obrazów różnicowych. Z nich tworzone są mapy

perfuzyjne, ilustrująca przedział wartości parametrów perfuzyjnych. Obrazy różnicowe

poddawane są przetwarzaniu końcowemu (postprocessing), w którym wyróżnić można

kilka etapów: usuwanie artefaktów i szumów, określanie zakresu gęstości (okna)

w jednostkach Hounsfielda, wyznaczanie naczynia lub naczyń referencyjnych (zależnie

od algorytmu matematycznego zastosowanego w oprogramowaniu). Ustalenie naczyń

referencyjnych: tętnicy jako źródła napływu środka cieniującego oraz żyły drenującej

zakontrastowaną krew z danego obszaru, służy do wyznaczenia kolejno funkcji wejścia

(artery input function - AIF) i wyjścia (venous ouput function - VOF). Charakter obu

funkcji ma istotne znaczenie dla wyniku parametrów perfuzyjnych. Po wyznaczeniu naczyń

referencyjnych, komputer wykreśla dla nich krzywe zmian gęstości zakontrastowanej krwi

w czasie (time density curves - TDC). Krzywe obrazują, jak w danym czasie skanowania

zmieniała się gęstość zakontrastowanej krwi w naczyniach krwionośnych w wybranym

obszarze mózgu.

Zgodnie z techniką obrazowania i zastosowanych metod obliczeniowych komputer

określa wartości liczbowe parametrów perfuzyjnych zilustrowanych na mapach

perfuzyjnych. Wartości poszczególnych parametrów zależą od charakteru funkcji

koncentracji (TDC) środka cieniującego w naczyniach referencyjnych. Skala szarości

jednostek Hounsfielda zostaje zastąpiona, za pomocą odpowiedniego algorytmu, przez

skalę kolorów (pseudokolorów), począwszy od niebieskiego do czerwonego. Ułatwia to

tym samym wizualną ocenę wyników badań. Mapa kolorów odpowiada wartościom

parametrów perfuzyjnych. Kolor niebieski oznacza najmniejszą wartość, z kolei czerwony

– największą. Na gotowych kolorowych mapach wybiera się obszary zainteresowania

(regions of interest - ROI), dla których zostają wyliczone wartości liczbowe parametrów

[13,19].

20

Podczas zmiany zakontrastowania w naczyniach wyróżnia się zasadniczo dwie fazy,

przedstawiające dwuprzedziałową farmakokinetykę z przedziałem wewnątrznaczyniowym

i zewnątrznaczyniowym. Są to dwie kategorie danych fizjologicznych, które są dostępne

poprzez ilościowe określenie wzrostu gęstości w tomografii komputerowej. W fazie

wewnątrznaczyniowej można ocenić perfuzję, czyli przepływ krwi w objętości bądź masie

tkanki oraz wszystkie parametry, które mogą być obniżone (np. w niedokrwieniu) lub

podwyższone (w złośliwych guzach) [21]. Faza zewnątrznaczyniowa często jest

wykorzystywana do oceny przepuszczalności naczyń krwionośnych, zwłaszcza w guzach

[14,20].

3.2 Parametry perfuzyjne

Metoda perfuzji tomografii komputerowej daje istotne informacje o wszelkich

zmianach w mikrokrążeniu. Odzwierciedleniem tych zmian są wartości parametrów

perfuzyjnych. Pomiar współczynnika osłabienia w dużych zakontrastowanych tętnicach

i żyłach, zaopatrujących badany obszar, umożliwia ocenę takich parametrów jak: przepływ

krwi w mózgu, objętość krwi w mózgu, średni czas przejścia, czas osiągnięcia amplitudy,

współczynnik przepuszczalności.

Przepływ krwi w mózgu (cerebral blood flow - CBF)

Przepływ krwi mózgowej jest parametrem, który określa objętość zakontrastowanej

krwi płynącej przez sieć włośniczek w danym obszarze mózgu, w jednostce czasu.

Wymiarem CBF jest ml/100g/min. Na wartość tego parametru wpływa średnica

mózgowych naczyń krwionośnych, lepkość krwi i mózgowe ciśnienie perfuzyjne [16].

Według Wintermarka i wsp. dla zdrowego mózgu wartość CBF szacowana jest

w zakresie 50-80 ml/100g/min dla istoty szarej, natomiast dla istoty białej wynosi około 20

ml/100g/min [21]. W zwężających się naczyniach krwionośnych wzrasta ciśnienie, które

powoduje zwiększenie przepływu krwi i tym samym wzrost zjawiska perfuzji. Natomiast

w wyniku spadku ciśnienia spowodowanego rozszerzeniem naczyń krwionośnych,

dochodzi do spowolnienia przepływu krwi i zmniejszenia perfuzji [16,21].

Jeżeli przy niedokrwieniu mózgowia wartość współczynnika CBF spadnie poniżej

20 ml/100g/min w istocie szarej, funkcja synaps w komórkach nerwowych zostaje

21

spowolniona. W przypadku obniżenia się wartości do około 10-15 ml/100g/min, dochodzi

do nieodwracalnego uszkodzenia tych komórek [14,16,17].

Objętość krwi w mózgu (cerebral blood volume- CBV)

Objętość krwi w mózgu jest parametrem określającym całkowitą objętość krwi

w łożysku naczyniowym w danym obszarze mózgu. Ilość krwi (objętość), znajdująca się

w danym naczyniu i danym czasie skanowania, zależy od jego budowy i architektoniki

mikrokrążenia. Jednostką tego parametru jest ml/100g tkanki mózgowe [21].

W zdrowym mózgowiu prawidłowe wartości CBV, określone przez Wintermarka

i wsp., wynoszą: 5-6 ml/100g dla istoty szarej, 2-3 ml/100g dla istoty białej [21].

Wzrost tego parametru przy niedokrwieniu mózgowia, świadczy o kompen-

sacyjnym poszerzeniu naczyń przedwłośnikowych i wzmożonym przepływie przez łożysko

naczyniowe. Natomiast spadek wartości CBV oznacza utratę zdolności naczyń do

autoregulacji i rozwijanie się martwicy w komórkach mózgowia [16].

Średni czas przejścia (mean transit time - MTT)

Ś

redni czas przejścia jest to czas przepływu krwi przez tkankę od tętnicy

zaopatrującej do żyły odprowadzającej krew z danego obszaru. Jednostką charakteryzującą

ten parametr jest sekunda. U zdrowego człowieka wartość MTT wynosi około 4-5s

zarówno dla istoty szarej jak i białej [22]. Jego wartość można wyznaczyć ze związku

z parametrami CBV i CBF, jako stosunek obu tych parametrów, bądź mierząc szerokość

połówkową piku krzywej zmiany gęstości krwi w czasie (TDC – time- density curves) [19].

Czas osiągnięcia amplitudy (time to peak - TTP)

Czas osiągnięcia amplitudy jest to czas, wyrażony w sekundach, liczony od

momentu podania środka kontrastowego, aż do osiągnięcia maksymalnej koncentracji

zakontrastowanej krwi w badanym obszarze tkanki mózgowej [19]. W warunkach

prawidłowych wartość TTP jest taka sama zarówno dla prawej jak i lewej półkuli

w symetrycznych obszarach badanych. Na wielkość tego parametru ma wpływ wiele

czynników, m.in. rzut serca, drożność naczyń krwionośnych zaopatrujących dany obszar

[14].

22

Współczynnik przepuszczalności (permeability surface - PS)

Współczynnik przepuszczalności określa przepuszczalność przez naczynia

krwionośne środka kontrastowego z przestrzeni wewnątrznaczyniowej do przestrzeni

zewnątrznaczyniowej. Prawidłowe naczynia mózgowe, ze względu na swoją budowę,

przepuszczają krew ze składnikami odżywczymi oraz cząsteczki środka kontrastowego

w niewielkiej ilości (bariera krew-mózg - blood-brain barier - BBB). Współczynnik PS

pozwala ocenić stopień uszkodzenia bariery krew-mózg. Jednostką jest ml/100g/min.

W zdrowej tkance nerwowej wartość tego parametru jest równa lub bliska 0. Z kolei

wzrost wartości PS występuje w przypadku zmian nowotworowych, a także w pewnych

stadiach zmian zapalnych i niedokrwiennych [14].

Dla każdego parametru perfuzyjnego, za pomocą odpowiedniej metody

matematycznej, zostaje utworzona kolorowa mapa perfuzyjna, która ilustruje przedział

wartości tego współczynnika. Dzięki niej można ocenić miejsce i wielkość zmian

mózgowych.

Każdy z parametrów można przedstawić na krzywej zmiany gęstości

zakontrastowanej krwi w czasie (time-density curve – TDC) (ryc.6). Krzywa pokazuje jak

zmieniała się gęstość krwi w naczyniu krwionośnym, wyrażona w jednostkach Hounsfielda,

po podaniu środka cieniującego. Ze względu na efekt recyrkulacji, występujący

w rzeczywistej sieci naczyń, funkcja TDC przedstawia tylko pierwsze przejście kontrastu

przez naczynie krwionośne [17-19,21].

Ryc. 6. Krzywa zmiany gęstości krwi w czasie wraz z zaznaczonymi parametrami perfuzyjnymi.

23

3.3 Metoda obliczeniowa parametrów pTK – Zasada centralnej objętości

Mapy perfuzyjne i wartości parametrów perfuzyjnych, przedstawionych

w poprzednim podrozdziale, zależą nie tylko od ilości podanego środka kontrastowego,

ale także od technik obrazowania oraz zastosowanego modelu matematycznego. Algorytm

obliczeniowy powinien jak najdokładniej odzwierciedlić rzeczywistą dystrybucję kontrastu

przez łożysko naczyniowe. Obecnie każdy z producentów aparatury tomografii

komputerowej w swoim oprogramowaniu wykorzystuje inny rodzaj modelu

matematycznego. W oprogramowaniu firmy GE Medical System, z którego korzystała

autorka niniejszej pracy, zastosowano zasadę centralnej objętości (metodę dekonwolucji) [17].

Zasada centralnej objętości, wynikająca z badań Hamiltona i Stewarda, została

przyjęta do pomiaru regionalnego przepływu krwi przez Meiera i Zierlera [24]. W tym

modelu wykorzystuje się operację dekonwolucji do wyznaczenia parametrów perfuzyjnych,

przedstawionych we wcześniejszym podrozdziale. Zasada centralnej objętości oparta jest

na modelowaniu funkcji odpowiedzi impulsowej obiektu (impulse response function - IRF).

Jest to teoretyczna krzywa koncentracji środka kontrastowego, jaka zostałaby uzyskana,

gdyby znacznik podawany był impulsowo. Modelowanie funkcji IRF odbywa się poprzez

pomiar zmiany zakontrastowania w czasie w wybranych naczyniach referencyjnych

(tętniczym i żylnym). Charakter funkcji koncentracji środka cieniującego w tętnicy (artery

input function - AIF) i funkcji koncentracji kontrastu w żyle referencyjnej (venous output

function - VOF) ma istotny wpływ na otrzymane wartości [17,19,25].

Koncentracja środka kontrastowego C

t

(t) w przestrzeni wewnątrznaczyniowej

w danej objętości tkanki przedstawiona jest wzorem:

,

)

(

)

(

)

(

)

(

)

(

0

∫

∞

−

=

⊗

=

τ

τ

τ

d

R

t

C

t

R

t

C

t

C

a

a

t

(3. 1)

gdzie: C

a

(t) – funkcja koncentracji środka cieniującego w obszarze tętnicy referencyjnej,

R(t) – funkcja IRF.

Postać funkcji koncentracji kontrastu w danym obszarze wewnątrznaczyniowym

zależy także od położenia wewnątrz naczynia, gdyż jego średnica nie jest stała w całej

swojej długości. Koncentracja będzie zatem maleć od wejścia tętniczego do wyjścia żylnego.

24

W celu uzyskania danych niezakłóconych, procesowi dekonwolucji poddawana jest funkcja

IRF. Wynikiem jest parametr określający średni czas przejścia (MTT)

.

)

(

0

∫

∞

=

dt

t

R

MTT

(3. 2)

W następnej kolejności wyznaczana jest objętość krwi w danym fragmencie naczynia

krwionośnego (CBV). Poniżej została przedstawiona ogólna postać wzoru, z którego

można obliczyć wartość CBV:

∫

∫

∞

∞

=

0

0

)

(

)

(

dt

t

C

dt

t

C

CBV

r

t

(3. 3)

gdzie: C

t

(t) – funkcja koncentracji środka cieniującego w przestrzeni

wewnątrznaczyniowej,

C

r

(t) – funkcja koncentracji kontrastu w obszarze referencyjnego naczynia

krwionośnego(w oprogramowaniu wykorzystanym przez autorkę niniejszej pracy,

jest nim naczynie żylne).

Wzór (3.3) wyraża stosunek pól powierzchni pod krzywą funkcji koncentracji

w obszarze przestrzeni wewnątrznaczyniowej i żyły referencyjnej. Każda z tych krzywych

jest niczym innym jak funkcją zmiany gęstości środka cieniującego w czasie (TDC).

W omawianym modelu zakłada się, że regionalne sieci naczyń krwionośnych

stanowią całkowicie izolowane objętości. Każde naczynie krwionośne posiada własne

wejście tętnicze (VOF) i wyjście żylne (AIF). Zatem ilość środka kontrastowego,

wprowadzona do naczynia przez tętnicę, nie powinna ulegać zmianie przy jego

opuszczaniu. Z warunku tego wynika zależność, która pozwala wyliczyć parametr CBF

(3. 4)

W istocie zdarza się, że ilość wprowadzonego kontrastu różni się od ilości

opuszczającej naczynie. Brak zależności między funkcją koncentracji środka cieniującego

na wejściu tętniczym (AIF) i wyjściu żylnym (VOF) nie pozwala sprawdzić czy objętość

kontrastu jest taka sama zarówno przy jego podaniu jak i opuszczeniu naczyń

,

.

25

krwionośnych. W zaistniałej sytuacji uwzględnia się efekt recyrkulacji, który występuje

w rzeczywistej sieci naczyń. Powracający do naczyń kontrast z obszaru pozanaczyniowego,

zazwyczaj jest określany jako drugie przejście środka cieniującego. Dodatkowa ilość

kontrastu pojawiająca się podczas recyrkulacji w danym obszarze jest znacznie mniejsza.

Wyniki, uzyskane podczas pomiaru, znacznie odbiegają od wyników otrzymanych podczas

pierwszego przepływu [19,25]. Ze względu na mocno zaszumiony sygnał, nie bierze się tej

partii kontrastu pod uwagę. Dokonując korekty krzywej zmiany gęstości środka

kontrastowego w czasie za pomocą dopasowania funkcji gamma (gamma variate fit),

można przeprowadzić obliczenia dla funkcji zmiany gęstości zakontrastowania

w czasie (TDC) dążącej do nieskończoności (ryc.7) [18.19]. Pomiar współczynnika

osłabienia wykonuje się tylko dla pierwszego przejścia środka kontrastowego przez

naczynia krwionośne badanego obszaru [13-24].

Ryc. 7

Zależność koncentracji środka cieniującego w badanym naczyniu krwionośnym od czasu

skanowania.

Linia ciągła –funkcja koncentracji z uwzględnionym efektem recyrkulacji.

Linia przerywana – funkcja koncentracji bez efektu recyrkulacji z dopasowaniem gamma.

Efekt recyrkulacji powstaje w wyniku nieszczelnej budowy łożyska naczyniowego. Pewna

ilość kontrastu wraz z krwią przenika do przestrzeni zewnątrznaczyniowej (ryc.8).

26

Ryc. 8.

Schemat dystrybucji środka kontrastowego w tkance.

C

t

(x,t) – koncentracja środka kontrastu wewnątrz naczynia, zależy od położenia wewnątrz

naczynia,

C

a

(t) – koncentracja środka kontrastu na wejściu tętniczym,

C

v

(t)- koncentracja środka kontrastu na wyjściu żylnym,

C

e

(t)-koncentracja kontrastu w przestrzeni zewnątrznaczyniowej,

BF- przepływ krwi, BV- objętość krwi, PS-współczynnik przepuszczalności.

Ze względu na stale istniejący efekt recyrkulacji, funkcja IRF ma postać

)

(

)

1

(

)

(

)

(

t

R

E

t

ER

t

R

i

o

−

+

=

(3. 5)

gdzie: E – frakcja kontrastu przenikająca do przestrzeni zewnątrznaczyniowej,

R

i

(t) – składowa wewnątrznaczyniowa funkcji IRF,

R

o

(t) – składowa zewnątrznaczyniowa funkcji IRF.

Uwzględniając permanentny efekt recyrkulacji, Cenic przedstawił wzory dla trzech

najważniejszych parametrów perfuzyjnych:

)

0

(

)

(

0

i

i

R

dt

t

R

MTT

∫

∞

=

;

E

R

CBF

i

−

=

1

)

0

(

;

.

1

)

(

0

E

dt

t

R

CBV

i

−

=

∫

∞

(3. 6)

Postać frakcji kontrastu przenikającej do przestrzeni zewnątrznaczyniowej zaprezentowali

Crone i Renkin:

.

1

CBV

PS

e

E

−

=

(3. 7)

Powyższy wzór pozwala wyliczyć współczynnik przepuszczalność (PS), który najlepiej

charakteryzuje zmiany nowotworowe [18,19].

,

27

3.4 Środki kontrastowe

Do

dokładnego

zobrazowania

narządów

miękkotkankowych

i

płynów

w organizmie, dla których współczynnik absorpcji promieniowania rentgenowskiego jest

niewielki, należy zastosować środki kontrastowe. Są to substancje, które zawierają

pierwiastki chemiczne o wyższej liczbie atomowej niż narządy, do których zostały

wprowadzone.

Zgodnie

z

eksponencjalnym

prawem

absorpcji

promieniowanie

rentgenowskie, przechodzące przez środek kontrastowy, będzie prawie całkowicie

pochłanianie. Tego efektu nie zaobserwuje się, gdy ta sama wiązka promieniowania będzie

absorbowana przez pierwiastki budujące organizm ludzki: węgiel, azot czy tlen (tzw.

negatywne środki cieniujące). Podczas ekspozycji badanego obszaru, region wysycony

ś

rodkiem kontrastowym będzie widoczny na ekranie komputera w postaci bardzo jasnego

pola. Kolor tej powierzchni będzie odzwierciedlał wartość liniowego współczynnika

osłabienia wyrażonego w jednostkach Hounsfielda. Stosowane w tomografii komputerowej

ś

rodki cieniujące podawane są dożylnie, doustnie i doodbytniczo. W badaniu pTK środek

kontrastowy aplikowany jest dożylnie za pomocą strzykawki automatycznej [14-17, 28].

W latach siedemdziesiątych, w obrazowaniu ludzkiego mózgu, stosowano

dyfundujący do tkanki stabilny ksenon 133 (

133

Xe). Znacznik podawany był w formie

inhalacji podczas dynamicznego badania TK. Zmieniał on gęstość krwi w obrębie naczyń

krwionośnych, dzięki czemu można było zobaczyć różnice w przepływie płynu w sieci

naczyń krwionośnych. Użycie specjalistycznego sprzętu, który nie jest dostępny w każdej

pracowni i rozwój technik perfuzyjnych w medycynie nuklearnej, głównie SPECT,

spowodowało zmianę środka kontrastowego na mniej inwazyjny [16].

Aktualnie, w badaniach TK korzysta się ze środków jodowych niejonowych.

Tolerancja organizmu na podany kontrast związana jest z budową chemiczną oraz

właściwościami, m.in. osmolarnością, lepkością, hydrofilnością i chemotoksycznością.

[26,28] Obecnie stosowane środki cieniujące charakteryzują się małą osmolarnością

(termin oznacza liczbę moli substancji osmotycznie czynnej w 1 litrze roztworu (Os

mol/l)), na ogół nie powodują one niepożądanych skutków ubocznych. Im bardziej

osmolarność kontrastu zbliżona jest do płynu ustrojowego, tym lepsza jest tolerancja

organizmu. Dla krwi oraz płynu mózgowo-rdzeniowego osmolarność jest równa

28

290 mOsmol/l. Wykorzystywane środki kontrastowe charakteryzują się nieco wyższą

wartością [26,27].

Równie istotnym elementem jest chemotoksyczność. Jednym z czynników

decydujących o toksyczności środków cieniujących jest posiadany przez nie ładunek

elektryczny. Jonowe środki kontrastowe to sole jodu, które dysocjują w roztworach na

kationy i aniony ( Na

+

i Meg

−

- megluminy), wpływając m.in. na metabolizm białek

i enzymów. Mogą wiązać się także z jonami wapnia, wpływając na układ sercowo-

naczyniowy. Ze względu na negatywne właściwości fizykochemiczne, zalecane jest

stosowanie nowoczesnych, elektrycznie obojętnych związków niejonowych [28,30].

Ś

rodki kontrastowe mają budowę opartą na pierścieniu benzenowym, do którego

są dołączone atomy jodu i reszty organiczne. Cząsteczki mogą być w postaci monomerów

lub dimerów. Tworzące dimer, dwa pierścienie benzenowe łączą się ze sobą poprzez

wiązania chemiczne pomiędzy dwoma atomami jodu oraz między dwoma różnymi

organicznymi łańcuchami. Środki cieniujące są związkami rozpuszczalnymi w wodzie,

o naturze jonowej bądź niejonowej. Dzięki właściwościom fizykochemicznym preparaty te

mają różną toksyczność [25,27,28].

W obrazowaniu perfuzji TK mózgowia środek kontrastowy (40–50 ml) podaje się

dożylnie z dużą prędkością (4–5 ml/s) za pomocą strzykawki automatycznej, regulując przede

wszystkim prędkość podawania znacznika [14,29]. Podczas sekwencji szybkiego skanowania

w wybranym obszarze, uwidaczniają się zmiany, spowodowane lokalnym osłabieniem

promieniowania X podczas pierwszego przejścia kontrastu przez naczynia mózgowe.

Liniowa zależność pomiędzy stężeniem kontrastu znajdującego się w tkance, a osłabieniem

promieniowania rentgenowskiego, przechodzącego przez nią, pozwala na wyznaczenie

rzeczywistego przepływu krwi [16,21,22].

3.5 Zastosowanie

Badanie perfuzji tomografii komputerowej wykorzystuje się do obrazowania zmian

patologicznych związanych z zaburzeniem miejscowego mikrokrążenia. Zakres zastosowania

został znacznie poszerzony od lat 90. XX wieku. Oprócz mózgowia, dla którego metoda była

pierwotnie stworzona, diagnostyką objęto także serce, płuca, wątrobę, prostatę i inne

29

tkanki. W zastosowaniach pozamózgowych ocenia się zaburzenia ukrwienia (np. w sercu)

oraz procesy nowotworowe [16,19].

Jednakże najwięcej badań techniką pTK przeprowadza się nadal dla mózgu.

Najczęściej tą technikę wykorzystuje się w diagnostyce ostrego udaru niedokrwiennego

i guzach mózgu. Niemniej jednak próbuje się ją stosować także w innych zmianach

patologicznych ośrodkowego układu nerwowego (OUN) takich jak: zmiany zapalne

i urazy, schorzenia psychiatryczne (otępienie, schizofrenia), migrena oraz padaczka

[14,28].

Udar niedokrwienny

Przyczyną ostrego udaru niedokrwiennego mózgu jest zamknięcie tętnicy na skutek

zatoru bądź zakrzepu. Wczesne rozpoznanie i odpowiednio szybkie leczenie daje szanse

na przeżycie tkanki nerwowej bądź ograniczenie rozległości strefy niedokrwienia.

Obrazowanie techniką perfuzji tomografii komputerowej umożliwia ocenę

dystrybucji podanego środka kontrastowego w obrębie mózgowia. Uwidacznia na mapach

perfuzyjnych obszary o zmniejszonym bądź całkowicie zniesionym przepływie krwi i w ten

sposób wykrywa ostre ogniska niedokrwienne w bardzo wczesnej fazie.

W perfuzji TK, w przypadku udaru niedokrwiennego, określa się kilka parametrów:

CBV, CBF, MTT (lub TTP) ewentualnie także PS (zwłaszcza w fazie ostrej). Za pomocą

tych parametrów można wyznaczyć obszary zagrożenia zawałem (penumbry) i dokonanego

zawału. Najlepszym odzwierciedleniem upośledzenia są parametry MTT i CBF, które

uwidaczniają strefy zawału i penumbry (strefy półcienia). Natomiast odróżnienie zawału od

penumbry możliwe jest na podstawie parametru CBV, którego wartość jest obniżona

w regionie zawału,

a niezmieniona lub nawet podwyższona w obszarze penumbry [16,31].

Guzy mózgu

Badania pTK pozwalają na ocenę in vivo procesów angiogenezy nowotworowej.

Umożliwiają nieinwazyjne określanie biologii guzów, rozległości procesu nowotworowego

w obrębie mózgowia oraz różnicowanie in vivo między wznową a martwicą popromienną.

Pokazują także różnicę między pierwotnymi guzami glejowymi a przerzutami do

30

mózgowia. Są również pomocne w określeniu stopnia złośliwości nowotworów. Złośliwe

guzy glejowe mają z reguły wyższą perfuzję niż glejaki o niższym stopniu złośliwości.

Podstawą teoretyczną do obrazowania guzów mózgu techniką perfuzyjną jest

zjawisko angiogenezy nowotworów. Polega ono na nasilonym tworzeniu nowych

nieprawidłowych

naczyń

krwionośnych

o

krętym

przebiegu

i

zwiększonej

przepuszczalności ścian (permeability). Badania wykazały, że jest ona szczególnie

nasilona w nowotworach o dużej złośliwości [14,33].

31

4.

Otępienie

Zgodnie z definicją Światowej Organizacji Zdrowia (World Health Organization)

otępienie (demencja) jest zespołem objawów wywołanych chorobą mózgu, zwykle

o charakterze przewlekłym lub postępującym. Licznym zaburzeniom ulegają wyższe

funkcje poznawcze (funkcje korowe) takie jak: pamięć, myślenie, orientacja, rozumienie,

liczenie, zdolność do uczenia się, język i ocena [64]. Ponadto upośledzeniu tych funkcji

towarzyszy zaburzenie sfery emocjonalno-motywacyjnej oraz obniżenie kontroli nad

zachowaniem. Objawy charakteryzują się różnym nasileniem [16,34-39]. Wyróżnia się

otępienie lekkie, gdzie funkcje poznawcze i zaburzenia pamięci nie utrudniają

funkcjonowania chorego; otępienie umiarkowanie, w którym stan pacjenta uniemożliwia

samodzielne życie i wiąże się z okresowym nadzorem i otępienie głębokie, kiedy pacjent

jest całkowicie niezdolny do funkcjonowania i wymaga stałej opieki pielęgniarskiej

[16,35,36].

Ryzyko wystąpienia objawów demencji wzrasta wraz z wiekiem. [16,35,36,38,39]

Częstość jej występowania jest znacznie mniejsza u mężczyzn niż u kobiet, a także wśród

ras czarnej i żółtej aniżeli u białej [16, 36].

Demencje rozpoznaje się na podstawie zaburzeń poznawczych. Ze względu na dużą

liczbę i różnorodność zespołów otępiennych w celu uzyskania właściwego rozpoznania,

przeprowadza się zarówno testy neuropsychologiczne (m.in. Krótka Skala Oceny Stanu

Psychicznego – Mini Mental State Examinantion i Test Rysowania Zegarka), badania

laboratoryjne, genetyczne i biomarkery 16,34,36,62].

W rozpoznaniu demencji znalazły również zastosowanie badania obrazowe TK

i MRI, dające informacje o stopniu, lokalizacji i progresji zmian zanikowych mózgu

i móżdżku [16,38], SPECT [40, 44-53], pTK [16], pMRI [53-55] – wskazując na

rozmieszczenie zaburzeń perfuzji mózgowej i PET – jako technika pomiaru metabolizmu

glukozy i gęstości receptorów w obszarach mózgu [56-58]. Mimo wszystko wczesne

rozpoznanie i prawidłowe zróżnicowanie nadal stanowi problem kliniczny. Autorka pracy

wymieniła i scharakteryzowała tylko dwie z grona wielu chorób otępiennych, ze względu

na profil badanych pacjentów.

32

4.1 Choroba Alzheimera (Alzheimer’s disease – AD)

Choroba Alzheimera jest neurodegeneracyjnym schorzeniem układu nerwowego,

spowodowanym odkładaniem się patologicznych białek (amyloidu, tau i alfa-synukleiny)

powodujących zanik neuronów i ich połączeń [16, 63]. Jest to najczęściej występująca

choroba otępienna, obejmująca 50-60% [16] przypadków lub nawet 50-80% wszystkich

przypadków demencji [36]. Przyczyna choroby nie jest dokładnie znana. Przypuszcza się

jednak, że choroba Alzheimera ma złożoną etiopatogenezie. Głównymi czynnikami ryzyka

są: wiek, czynniki genetyczne, a także w niektórych populacjach izoforma genu E4, genu

apolipoproteiny E (ApoE) [16,34-36,39]. W początkowym stadium choroby mają wpływ

również czynniki środowiskowe i choroby współistniejące (np. choroby układu krążenia)

[16,36]. Szczególnej dyskusji podlega czynnik, jakim jest poziom wykształcenia. Ustalono,

ż

e im więcej lat nauki, tym później rozwijają się objawy kliniczne AD [16].

Chorobie tej towarzyszy zanik kory mózgowej, spowodowany uszkadzaniem

odkładających się na ścianach naczyń krwionośnych blaszek starczych (blaszek

amyloidowych zbudowanych z beta-amyloidu) [54] i agregacją białka tau wewnątrz

komórek nerwowych, zaburzając prawidłowy transport aksomalny. Innym założeniem,

które zdobyło grono zwolenników jest hipoteza naczyniowa. Zgodnie z nią zmiany

degeneracyjne w tej chorobie wywołane są hipoperfuzją mózgu. Jednakże żadne z nich nie

tłumaczy w pełni wszystkich procesów patologicznych.

Postęp choroby prowadzi do zaburzenia pamięci, zmiany nastroju, zaburzenia

funkcji poznawczych oraz zaburzenia osobowości i zachowania.[39] Ponadto występują

charakterystyczne objawy spotykane we wszystkich rodzajach otępienia: agnozja, afazja

i apraksja [16].

Rycina 9 przedstawia wygląd półkuli zdrowego mózgu i półkuli pacjenta z chorobą

Alzheimera.

33

Ryc. 9. Graficzne porównanie zdrowego mózgu (po lewej) z mózgiem pacjenta z chorobą Alzheimera
[54].

4.2 Łagodne zaburzenie poznawcze (Mild Cognitive Impairment – MCI)

Łagodne zaburzenie poznawcze określa się jako zespół objawów klinicznych,

będący stanem przejściowym między prawidłowo starzejącym się mózgiem a otępieniem

[36]. W zależności od obrazu klinicznego można wyróżnić trzy typy MCI: amnestyczny,

z którego rozwija się najczęściej choroba Alzheimera, wybiórczy i uogólniony [16,41].

Choroba ta charakteryzuje się nieprawidłowym stanem poznawczym i pogor-

szeniem sprawności funkcji poznawczych, choć nie stwierdza się tutaj cech otępienia.

Następuje pogorszenie pamięci, zaburzenie orientacji w nowym miejscu, obniżenie

koncentracji. W zakresie czynności codziennych pacjent funkcjonuje w sposób nienaganny,

choć z ograniczoną aktywnością procesów złożonych (planowanie, analizowanie) [41,42].

Ponieważ stan ten może ulec konwersji do chorób otepiennych, wysiłki badaczy

skierowane są na jego wczesne rozpoznanie oraz wdrożenie leczenia, które mogłoby

zapobiec zmianom.

34

5.

Część doświadczalna

5.1 Materiał badawczy

Badaniem objęto 44 pacjentów (31 kobiety i 13 mężczyzn) Kliniki Psychiatrii

Akademii Medycznej we Wrocławiu z rozpoznanymi zespołami otępiennymi: choroba

Alzheimera (AD) – 27 osób i łagodne zaburzenie poznawcze (MCI) – 17 osób.

W grupie wszystkich pacjentów największa liczebność wystąpiła w przedziale

wiekowym 70-79 lat. Najmniej liczebne grupy stanowią pacjenci w przedziale wiekowym

poniżej 50 roku życia oraz powyżej 89 roku. Osoby w grupie z chorobą Alzheimera miały

30- 85 lat (średni wiek 73 lat). Z kolei w grupie z łagodnymi zaburzeniami funkcji

poznawczych znajdowały się osoby w wieku 51-83 lata (średni wiek 64 lat). Rycina 10 ukazuje

rozkład liczbowy wieku w poszczególnych grupach.

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

20

22

li

c

z

b

a

o

b

s

e

rw

a

c

ji

wszyscy

AD

MCI

< 50 lat

50-59 lat

60-69 lat

70-79 lat

80-89 lat

Ryc. 10. Rozkład liczbowy wieku w poszczególnych grupach pacjentów z AD i MCI oraz w całej grupie

badanej.

35

W badaniu uczestniczyło 44 pacjentów: 27 w grupie AD i 17 w grupie MCI.

Zarówno w grupie chorych na AD jak i MCI przeważały kobiety – było 31 pacjentek,

co stanowiło 70,45% wszystkich badanych, oraz 13 mężczyzn (29,55%) (ryc.11). Grupa

badanych z AD liczyła 19 kobiet (43,18% w stosunku do ogółu chorych) i 8 mężczyzn

(18,18% wszystkich pacjentów). Natomiast wśród chorych z łagodnym zaburzeniem

funkcji poznawczym było 12 kobiet (27,27% w stosunku do wszystkich pacjentów)

i 5 mężczyzn (11,36%). Obie grupy pod względem liczby kobiet i mężczyzn były bardzo

zbliżone.

Ryc. 11 Rozkład liczbowy kobiet i mężczyzn w grupach pacjentów AD i MCI oraz w całej grupie
badanych.

Podstawowym testem oceniającym występowanie i nasilenie zaburzeń

poznawczych, jest Krótka Skala Oceny Stanu Psychicznego (Mini-Mental State

Examination – MMSE). Test składa się z szeregu prostych problemów i pytań z wielu

dziedzin, m.in. czasu, miejsca, powtarzania listy słów, używania języka i rozumienia, czy

podstawowych umiejętności komunikacji. MMSE jest testem o skali 30 punktowej.

Interpretacja wyników testu (punkty): 28-30 - norma; 24-27 - zaburzenia funkcji

poznawczych; 20-23 - otępienie o małym stopniu zaawansowania; 10-19 - otępienie

36

o średnim stopniu zaawansowania; 0-9 - otępienie głębokie [59]. Rycina 12 przedstawia

rozkład procentowy otrzymanych wyników w poszczególnych grupach pacjentów.

Ryc. 12 Histogram przedstawiający procentowy rozkład wyników MMSE w poszczególnych
grupach.

Innym testem, określającym stopień otępienia, jest Test Klinicznej Oceny Stopnia

Otępienia (clinical deterioration rate – CDR). Poziom zaburzenia można przedstawić

w stopniach: 0- żadne, 0,5- wątpliwe, 1- łagodne, 2- umiarkowane, 3- poważne [60].

W grupie osób z chorobą Alzheimera najliczniejszym poziomem otępienia jest CDR = 2.

Natomiast w grupie pacjentów z MCI przeważają osoby z zaburzeniem wątpliwym,

CDR = 0,5. (ryc.13).

37

0

2

4

6

8

10

12

li

c

z

b

a

o

b

s

e

rw

a

c

ji

AD

MCI

0,5
1
2
3

Ryc. 13 Rozkład wyników CDR w poszczególnych grupach pacjentów.

5.2 Metodyka badania perfuzji tomografii komputerowej

Metoda pomiaru

Wszystkie badania perfuzyjne były wykonane 64 rzędowym aparatem TK

LightSpeed VCT 64-slice firmy GE Medical Systems w Pracowni Tomografii

Komputerowej w Zakładzie Radiologii Ogólnej, Neuroradiologii i Radiologii Zabiegowej

Akademii Medycznej we Wrocławiu w Akademickim Szpitalu Klinicznym przy ulicy

Borowskiej we Wrocławiu.

Pacjenci byli badani w warunkach ambulatoryjnych, po wyrażeniu zgody

i podpisaniu odpowiedniego kwestionariusza. Ze względu na konieczność podania

jodowego środka kontrastowego dożylnie, każdy z pacjentów zgłaszała się do badania na

czczo.

W pierwszej kolejności wykonywany był skan pilotowy, służący do zaplanowania

badania (ryc.13). Podczas ekspozycji pacjent leżał nieruchomo na stole z głową

38

umieszczoną w gantrze. Na skanie ustawiano obszar badania oraz kąt nachylenia gantry,

względem którego skanowany był wybrany obszar. Zmiana nachylenia gantry istotna jest

z dwóch powodów. Po pierwsze należy unikać kontaktu z wiązką promieniowania

rentgenowskiego soczewek ocznych, gdyż są one bardzo wrażliwe na promieniowanie.

Drugim warunkiem jest umiejscowienie w czaszce struktury mózgowej. Płaszczyzny skanu

struktur mózgowych powinny być równoległe do podstawy czaszki, dlatego też wybiera się

za linie odniesienia linie nadoczodołowo-uszną. Równocześnie ogranicza się badanie

w wyższych warstwach ze względu na artefakty pochodzące od struktur kostnych.

Ryc. 14 Skan pilotowy (topograficzny) z zaznaczoną linią nadoczodołowo-uszną (żółta)

Początkowo przeprowadzono standardowe badanie tomograficzne głowy bez

podania środka kontrastowego, w celu wykluczenia chorób, tzw. odwracalnych przyczyn

otępienia, tj. krwiaka, guza, wodogłowia. W tym badaniu oceniono także nasilenie oraz

lokalizację zaniku mózgowia, charakterystycznego w chorobach otępiennych. Badanie

w obrazowaniu TK głowy było prowadzone przy parametrach technicznych lampy

zamieszczonych w tabeli 1.

39

Tabela 1. Parametry techniczne akwizycji danych podczas standardowego badania tomograficznego

głowy

Napięcie na lampie

120kV

Natężenie prądu w lampie

335mA

Czas skanowania

50s

Następnie był podawany dożylnie środek kontrastowy Ultravist (stężenie

370mgl/ml) za pomocą strzykawki automatycznej Stellant firmy Medrad. Ultravist

(C

18

H

24

I

3

N

3

O) jest niejonowym jodowym środkiem cieniującym zawierającym iopromide

jako składnik aktywny. Podawano 50 ml kontrastu przy szybkości przepływu 4

s

ml

.

Czas

aplikacji wynosił 10s.

Po opóźnieniu wynoszącym 5s od momentu podania środka cieniującego

przeprowadzano badanie techniką seriografii na uprzednio wybranym obszarze z jednakowym

nachyleniem gantry jak w standardowym badaniu głowy. Grubość skanowanego obszaru

obejmowała 4 cm od linii nadoczodołowo-usznej. Skanowanie trwało 45s z częstotliwością

1

s

obrót

. Czas rotacji lampy wynosił 1s. Otrzymano w ten sposób 712 obrazów, które

przedstawiały kolejne etapy zakontrastowania naczyń oraz tkanek. Parametry techniczne

akwizycji danych podczas badania perfuzji tomografii komputerowej zostały przedstawione

w tabeli 2.

Tabela 2. Parametry techniczne akwizycji danych podczas badania perfuzji tomografii komputerowej

Napięcie na lampie

80kV

Natężenie prądu w lampie

200mA

Czas skanowania

45s

Opóźnienie

5s

Ś

rodek kontrastowy

Objętość: 50ml

Szybkość przepływu: 4

s

ml

40

Opracowanie badania perfuzji tomografii komputerowej

Do opracowania otrzymanych obrazów korzystano z oprogramowania CT Perfusion

2.6.9 GE Medical Systems

. W celu sporządzenia map perfuzyjnych wykorzystano opcję CT

Perfusion Brain Stroke

, przeznaczoną do diagnostyki zmian niedokrwiennych mózgowia.

Pierwszym krokiem było usunięcie lub zminimalizowanie artefaktów, zwłaszcza

ruchowych, powstałych podczas akwizycji danych. Korzystano z opcji półautomatycznej

poprzez wybór polecenia Motion Artefacts. Następnie określono zakres gęstości pixeli

(thresholds) w jednostkach Hounsfielda (HU). Komputer za każdym razem wskazywał

szerokość okna 0-120 HU. Wartości powyżej 0 HU przypisywane były powietrzu

znajdującemu się w przegrodach nosowych lub tłuszczu, natomiast powyżej 120 HU

odpowiadały kościom i zwapnieniom.

W kolejnym etapie wyznaczono dwa naczynia referencyjne: tętnicę i żyłę (ryc.15).

W tym celu wybrano skan, na którym najlepiej była widoczna zakontrastowana tętnica

i żyła. Jako tętnicę referencyjną zawsze wybierano jedną z tętnic okołospoidłowych.

W obrębie naczynia umieszczano niewielki ROI w kształcie okręgu, w obszarze którego

komputer zaznaczał pixel o największej liczbie jednostek Hounsfielda.

Drugim naczyniem referencyjnym była zatoka strzałkowa górna. Wybór naczynia

ż

ylnego przeprowadzono w ten sam sposób jak w przypadku tętnicy referencyjnej. Według

opinii wielu naukowców, prawidłowo wybrane naczynia referencyjne powinny

charakteryzować się dużą średnicą i tym samym dobrą widocznością na obrazach całego

badanego odcinka [16,17,19-22]. Dodatkowo sugerowany jest dobór naczyń, które

przebiegają prostopadle do płaszczyzny skanu. Dzięki temu zmniejsza się prawdopo-

dobieństwo powstawiania artefaktów wynikających z uśrednienia objętościowego (volume

averaging artifacts

)

[19, 20, 61].

Po wybraniu naczyń, program w jednym oknie wykreślił funkcję zmiany gęstości

krwi w czasie skanowania dla obu pixeli (ryc.16). Za prawidłowy wykres uznawano

krzywą o gładkim przebiegu i o wyższym piku funkcji TDC żyły w stosunku do funkcji

TDC tętnicy. Gładkość wykresu odzwierciedlało prawidłowy pierwszy przepływ środka

kontrastowego w wybranych naczyniach referencyjnych. Różnica w wysokości pików

krzywych związana jest z budową naczyń [21,22].

41

Ryc.15 Wybrany poziom mózgu z zaznaczonymi
naczyniami referencyjnymi,
fioletowy – tętnica okołospoidłowa,
zielony – zatoka żylna strzałkowa górna.

Ryc.16 Krzywe zmiany gęstości krwi w czasie
skanowania wybranych naczyń
Referencyjnych,
fioletowy – tętnica okołospoidłowa,
zielony – zatoka żylna strzałkowa górna.

Po realizacji wszystkich etapów, program, za pomocą metody dekonwolucji,

utworzył mapy perfuzyjne dla trzech parametrów: przepływu krwi w mózgu (CBF),

objętości krwi w mózgu (CBV) oraz średniego czasu przejścia (MTT) przedstawionych

w skali pseudokolorów (ryc.17)

Ryc. 17 Mapy perfuzyjne dla parametrów CBF, CBV, MTT

42

Na gotowych mapach wyznaczono 8 obszarów zainteresowania, wyłącznie w istocie szarej

mózgu (tabela 3).

Tabela 3 Podstawowe obszary zainteresowania (ROI) analizowane w badaniu.

Nr ROI

Obszar mózgu

Stosowany skrót

1

Obszar czołowy prawy

P CZ P

2

Obszar czołowy lewy

P CZ L

3

Obszar skroniowo-ciemieniowy prawy

P SK-CIEM P

4

Obszar skroniowo-ciemieniowy lewy

L SK-CIEM L

5

Zakręt obręczy strony prawej

ZO P

6

Zakręt obręczy strony lewej

ZO L

7

Wzgórze prawe

WZG P

8

Wzgórze lewe

WZG L

Wykreślanie ROI w płatach czołowych i skroniowo-ciemieniowych polegało

na dokładnym obrysowaniu warstwy korowej. Charakteryzowały się one zatem

nieregularnym kształtem, jednakże odpowiadające sobie obszary w obu półkulach nie

różniły się istotnie wielkością. Z kolei w obszarze wzgórz i zakrętu obręczy ROI były

okrągłe lub owalne o zbliżonej wielkości w obu półkulach. Na rycinach 17-22

przedstawiono obrazy i mapy perfuzyjne z zaznaczonymi obszarami zainteresowania,

wymienionymi w tabeli 3.

43

Ryc. 18 (po lewej) Obraz perfuzyjny przedstawiony
w skali poziomów szarości z zaznaczonymi zakrętami
obręczy w prawej i lewej półkuli









Ryc. 19 (poniżej) Mapy perfuzyjne parametrów
CBF, CBV, MTT z zaznaczonymi zakrętami obręczy
w obu półkulach mózgowych i ich wartościami

44

Ryc. 20 (po lewej stronie) Obraz perfuzyjny w skali
poziomów szarości z zaznaczonymi obszarami płatów
czołowych i skroniowo-ciemieniowych w prawej i
lewej półkuli

Ryc. 21 (poniżej) Mapy perfuzyjne parametrów CBF,
CBV, MTT z zaznaczonymi obszarami płatów
czołowych i skroniowo-ciemieniowych w obu
półkulach mózgowych i ich wartościami

45

Ryc. 22 (po lewej stronie) Obraz perfuzyjny w skali
poziomów szarości
z zaznaczonymi obszarami wzgórz w prawej i lewej
półkuli

Ryc. 23 (poniżej) Mapy perfuzyjne parametrów
CBF, CBV, MTT
z zaznaczonymi obszarami wzgórz w obu półkulach
mózgowych i ich wartościami

46

6.

Wyniki

Wszystkie obliczenia statystyczne wykonano za pomocą programu SPSS wersja

17.0. Przeprowadzono statystykę opisową, w celu podania zwięzłego opisu badanych cech

z wykorzystaniem właściwych sobie miar (skupienia: średnia arytmetyczna, mediana;

rozproszenia: odchylenie standardowe z próby).

Aby sprawdzić zaobserwowane różnice między grupami na podstawie wyników

z próby, przeprowadzono testowanie hipotez statystycznych. Do celu weryfikacyjnych

zawsze była brana hipoteza zerowa (H

0

) nazywana hipotezą sprawdzającą, która zakłada,

ż

e różnica między analizowanymi parametrami, wynosi zero

(6. 1)

Hipoteza alternatywna (H

1

) to hipoteza przeciwstawna do weryfikowanej, którą można

przyjąć, gdy odrzucona została H

0

.

:

,

:

,

:

2

1

1

2

1

1

2

1

1

θ

θ

θ

θ

θ

θ

>

<

≠

H

H

H

(6. 2)

We wszystkich testach statystycznych przyjęto poziom istotności α równy 0,05.

W analizie statystycznej w określeniu różnic między poszczególnymi regionami

mózgowymi w obu grupach pacjentów skorzystano z testu nieparametrycznego U Manna-

Whitneya, ze względu na niespełniony warunek rozkładu gaussowskiego grup zmiennych,

sprawdzony testem Shapiro-Wilka, z poziomem istotności 0,05.

Test Manna-Whitneya (test Manna-Whitneya-Wilcoxona) jest nieparametrycznym

testem, służącym do weryfikacji hipotezy o równości rozkładów badanej zmiennej

niepowiązanej w dwóch populacjach. Model jest oparty na skali porządkowej. Wszystkie

badane obserwacje, dla obydwu grup, muszą być niezależne statystycznie. Test ten stosuje

się w przypadku, gdy zmienne nie spełniają założeń testu t-Studenta.

Test U Manna-Whitneya polega na rangowaniu wyników zmiennej niezależnej

(od najmniejszej do największej) w badanych grupach, a następnie grupy są ze sobą

porównywane. Sposób rangownia zależy od hipotezy alternatywnej (H

1

). Dla liczebności

prób mniejszych od 20, wartością funkcji testu jest wielkość U (wzór 6.3).

.

:

2

1

0

θ

θ

=

H

47

2

2

2

2

1

1

2

)

1

(

R

n

n

n

n

U

−

+

+

=

,

1

1

1

2

1

2

2

)

1

(

R

n

n

n

n

U

−

+

+

=

,

(6. 3)

gdzie: n

1

– liczebność pierwszej grupy,

n

2

– liczebność drugiej grupy,

R

1

– suma rang pierwszej grupy,

R

2

– suma rang drugiej grupy.

Porównując z wartością U z tabeli, brana jest najmniejsza wartość wyliczona ze wzorów

(6.3). Jeśli liczebność zmiennych jest większa od 20, korzysta się z przybliżenia

normalnego rozkładu U. Obliczana jest statystyka standaryzowana Z, zgodnie ze wzorem

(6.4):

12

)

1

(

2

2

1

2

1

2

1

+

+

−

=

n

n

n

n

n

n

U

Z

,

(6. 4)

gdzie: U – wartość funkcji testu Manna-Whitneya,

n

1

– liczba zmiennych w grupie 1,

n

2

– liczba zmiennych w grupie 2.

6.1 Porównanie wartości parametrów CBF

Wyniki parametrów CBF dla poszczególnych obszarów zostały przedstawione

w tabelach 4 i 5 oraz na rycinie 24. Ponieważ próby nie podlegają rozkładowi normalnemu,

a analizie statystycznej zastosowano test rangowy Manna-Whitneya, na rycinie 24

przedstawiono mediany z odchyleniem ćwiartkowym oraz wartości minimalne i maksymalne

reprezentowane przez wąsy.

48

Tabela 4 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBF

grupy z chorobą

Alzheimera (AD), N = 27; [CBF]=ml/100g/min

wzgórze

prawe

Wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona
prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

43,68

47,00

37,42

36,99

39,13

45,89

52,28

51,62

Me

44,26

44,33

36,87

37,46

37,20

44,76

45,22

46,85

)

(x

S

11,28

10,63

9,08

9,73

13,15

13,43

21,06

19,75

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

Tabela 5 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBF

grupy z łagodnymi

zaburzeniami funkcji poznawczych (MCI), N = 17; [CBF]=ml/100g/min

wzgórze

prawe

wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona

prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

48,85

53,49

43,20

43,40

44,92

46,62

60,94

60,11

Me

44,19

49,59

41,32

42,08

44,71

43,00

54,24

59,26

)

(x

S

16,95

17,59

9,57

10,27

11,39

15,32

19,66

16,53

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

49

Ryc. 24 Wykres przedstawiający mediany, odchylenia ćwiartkowe oraz maksima i minima

reprezentowane przez wąsy parametru CBF dla 8 ROI w grupie pacjentów z AD i MCI.

• - wartość odstająca, * - wartość ekstremalna

Na podstawie otrzymanych wyników zanalizowano dwie hipotezy:

1.

Hipoteza zerowa

2

1

0

:

θ

θ

=

H

, wartości parametru CBF

w grupach pacjentów z AD

i MCI są równe.

2.

Hipoteza alternatywna

2

1

1

:

θ

θ

≠

H

wartości parametru CBF są istotnie różne między

grupami AD i MCI.

Wyniki analiz przedstawiono w tabeli 6.

50

Tabela 6. Porównanie wartości średnich parametru CBF

w różnych obszarach mózgu pomiędzy

grupami pacjentów z AD i MCI.

ROI

Z

p

Obszar czołowy prawy

1,892

0,058 ‘

Obszar czołowy lewy

1,772

0,076 ‘

Obszar skroniowo-ciemieniowy prawy

1,844

0,065 ‘

Obszar skroniowo-ciemieniowy lewy

0,012

0,990

Zakręt obręczy strona prawa

1,772

0,076 ‘

Zakręt obręczy strona lewa

1,940

0,052 ‘

Wzgórze prawe

1,024

0,306

Wzgórze lewe

0,979

0,329

gdzie: ROI (region of interest) – badany obszar zainteresowania,

Z - wartość funkcji testu Manna i Whitneya, gdy liczebność obu grup wynosi >20,

p - (poziom istotności) prawdopodobieństwo (dwustronne) błędu związanego

z przyjęciem hipotezy o istnieniu różnic między grupami,

*

- wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,05,

‘ – wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,1.

Miary skupienia (średnie i mediany) wyliczone w poszczególnych obszarach

mózgowia z uwzględnieniem półkul, różnią się między grupami. Są one większe w grupie

chorych z łagodnym zaburzeniem poznawczym. Porównywalne są natomiast odchylenia

standardowe. Są tego samego rzędu co miary skupienia, dlatego też można wnioskować

o małym skupieniu wokół średniej w obu grupach.

Analiza statystyczna wykonana testem nieparametrycznym U Manna – Whitneya

nie wykazała istotnych różnic parametru CBF między grupami. W żadnym rejonie

prawdopodobieństwo błędu związanego z przyjęciem hipotezy o istnieniu różnicy między

grupami nie było mniejsze niż zakładany poziom istotności 0,05. Z kolei

prawdopodobieństwem mniejszym od poziomu 0,1 charakteryzowały się oba płaty czołowe,

51

zakręt obręczy i płat skroniowo-ciemieniowy prawy, wskazując na różnice w tych obszarach

pomiędzy grupami chorych.

Największe podobieństwo (p = 0,99) widnieje w obszarze lewego płata skroniowo-

ciemieniowego, sugerując brak różnicy w przepływie krwi w naczyniach między grupami

AD i MCI.

6.2 Porównanie wartości parametrów CBV

Wyniki parametrów CBV dla poszczególnych obszarów zostały przedstawione

w tabelach 7 i 8 oraz na rycinie 25. Ponieważ próby nie podlegają rozkładowi

normalnemu, a analizie statystycznej zastosowano test rangowy Manna-Whitneya, na

rycinie 25 przedstawiono mediany z odchyleniem ćwiartkowym oraz wartości minimalne

i maksymalne reprezentowane przez wąsy.

Tabela 7. Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBV

grupy z choroba

Alzheimera (AD), N = 27; [CBV]=ml/100g

wzgórze

prawe

wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona

prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

2,14

2,21

1,69

1,61

1,85

2,04

2,44

2,30

Me

2,09

2,16

1,64

1,60

1,82

2,08

2,36

2,19

)

(x

S

0,42

0,44

0,26

0,25

0,33

0,34

0,64

0,49

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

52

Tabela 8 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBV

grupy z łagodnymi

zaburzeniami funkcji poznawczych (MCI), N = 17; [CBV]=ml/100g

wzgórze

prawe

wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona

prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

2,16

2,22

1,80

1,76

1,93

1,91

2,58

2,56

Me

2,15

2,22

1,82

1,78

1,94

1,85

2,44

2,61

)

(x

S

0,40

0,44

0,25

0,26

0,33

0,41

0,63

0,48

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

Ryc. 25 Wykres przestawiający mediany, odchylenia ćwiartkowe oraz wartości minimalne i

maksymalne reprezentowane przez wąsy parametru CBV dla 8 ROI w grupie pacjentów z

AD i MCI.

• - wartość odstająca, * - wartość ekstremalna

53

Na podstawie uzyskanych wyników zanalizowano dwie hipotezy:

1.

Hipoteza zerowa

2

1

0

:

θ

θ

=

H

, wartości parametru CBV

w grupach pacjentów z AD

i MCI są równe;

2.

Hipoteza alternatywna

2

1

1

:

θ

θ

≠

H

, wartości parametru CBV są istotnie różne

pomiędzy grupami.

Wyniki analizy przedstawiono w tabeli 9.

Tabela 9. Porównanie wartości średnich parametru CBV

w różnych obszarach mózgu pomiędzy

grupami pacjentów z AD i MCI.

ROI

Z

P

Obszar czołowy prawy

1,628

0,104

Obszar czołowy lewy

2,158

0,031*

Obszar skroniowo-ciemieniowy prawy

1,362

0,173

Obszar skroniowo-ciemieniowy lewy

0,820

0,412

Zakręt obręczy strona prawa

0,820

0,412

Zakręt obręczy strona lewa

1,820

0,069 ‘

Wzgórze prawe

0,494

0,621

Wzgórze lewe

0,096

0,923

gdzie: ROI (region of interest) – badany obszar zainteresowania,

Z - wartość funkcji testu Manna i Whitneya, gdy liczebność obu grup wynosi >20,

p - (poziom istotności) prawdopodobieństwo (dwustronne) błędu związanego

z przyjęciem hipotezy o istnieniu różnic między grupami,

* - wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,05,

‘ – wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,1.

Miary skupienia, reprezentowane przez średnią i medianę, różnią się między

grupami. Większe wartości parametru CBV prezentuje grupa pacjentów z chorobą

54

Alzheimera. Porównywalne są natomiast odchylenia standardowe. Wykazują takie same

skupienie zmiennych wokół średnich.

Analiza statystyczna wykazała znamiennie istotną różnicę wartości CBV tylko

lewego płata czołowego pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI (p = 0,031). Oznacza to

istotnie większą objętość krwi mózgowej w naczyniach krwionośnych u pacjentów z MCI

w porównaniu z AD W przypadku pozostałych badanych obszarów nie potwierdzono

statystycznie znamiennych różnic pomiędzy obiema grupami pacjentów.

Autorka zwróciła uwagę na wartość prawdopodobieństwa wyliczonego w zakręcie

obręczy strony lewej. Jego wartość jest poniżej granicznego poziomu równego 0,1.

Również może to wskazywać na zwiększoną objętość krwi w naczyniach w tym obszarze

mózgu u pacjentów z MCI w stosunku do pacjentów z AD, choć bez istotności

statystycznej.

6.3. Porównanie wartości parametrów MTT

Wyniki parametru MTT dla poszczególnych obszarów mózgowia przedstawiono

w tabelach 10 i 11 oraz na rycinie 26. Ponieważ próby nie podlegają rozkładowi

normalnemu, a w analizie statystycznej zastosowano test rangowy (test U Manna-

Whitneya), na rycinie 26 przedstawiono mediany z odchyleniem ćwiartkowym oraz

wartości minimalne i maksymalne reprezentowane przez wąsy.

Tabela 10. Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru MTT

grupy pacjentów

z chorobą Alzheimera (AD), N = 27; [MTT]= s

wzgórze

prawe

wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona

prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

3,75

3,55

3,96

3,85

4,51

4,13

3,98

3,72

Me

3,44

3,54

3,98

3,82

4,06

3,98

3,90

3,67

)

(x

S

1,20

0,81

0,91

0,89

1,04

0,97

1,18

0,98

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

55

Tabela 11 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru MTT

grupy z łagodnymi

zaburzeniami funkcji poznawczych (MCI), N = 17; [MTT] = s

wzgórze

prawe

wzgórze

lewe

obszar

czołowy

prawy

obszar

czołowy

lewy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

prawy

obszar

skroniowo-

ciemieniowy

lewy

zakręt

obręczy

strona

prawa

zakręt

obręczy

strona

lewa

x

3,51

3,29

3,54

3,44

3,90

3,74

3,67

3,73

Me

3,37

3,25

3,53

3,37

3,92

3,66

3,59

3,50

)

(x

S

0,66

0,65

0,53

0,45

0,57

0,65

0,60

0,82

gdzie: x – średnia arytmetyczna, Me – mediana, S(x) – odchylenie standardowe z próby.

Ryc. 26 Wykres przedstawiający mediany i odchylenia ćwiartkowe parametru MTT dla 8 ROI

w grupie pacjentów z AD i MCI.

• - wartość odstająca, * - wartość ekstremalna

56

Na podstawie uzyskanych wyników zanalizowano dwie hipotezy:

1.

Hipoteza zerowa

2

1

0

:

θ

θ

=

H

, wartości parametru MTT

w grupach pacjentów z AD

i MCI są równe;

2.

Hipoteza alternatywna

2

1

1

:

θ

θ

≠

H

, wartości parametru MTT istotnie różne pomiędzy

grupami.

Wyniki analiz przedstawiono w tabeli 12.

Tabela 12. Porównanie średnich wartości parametru MTT w różnych obszarach mózgu pomiędzy

grupami pacjentów z AD i MCI.

ROI

Z

P

Obszar czołowy prawy

1,687

0,092 ‘

Obszar czołowy lewy

1,663

0,096 ‘

Obszar skroniowo-ciemieniowy prawy 1,880

0,060 ‘

Obszar skroniowo-ciemieniowy lewy

1,193

0,233

Zakręt obręczy strona prawa

1,109

0,269

Zakręt obręczy strona lewa

0,193

0,847

Wzgórze prawe

0,313

0,754

Wzgórze lewe

1,254

0,210

gdzie. ROI (region of interest) – badany obszar zainteresowania,

Z - wartość funkcji testu Manna i Whitneya, gdy liczebność obu grup wynosi >20,

p - (poziom istotności) prawdopodobieństwo (dwustronne) błędu związanego

z przyjęciem hipotezy o istnieniu różnic między grupami,

* - wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,05,

‘ – wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności

p < 0,1.

57

Wartości miar położenia, reprezentowane przez średnie arytmetyczne i mediany

parametru MTT w badanych grupach poszczególnych obszarów mózgowych, są zbliżone

między grupami dla danych obszarów zainteresowania. Jednakże wartości średnie

parametru MTT są obarczone znacznie większym odchyleniem standardowym w grupie

chorych z AD niż z MCI, wskazując na małe skupienie.

Testowanie hipotezy o równości wielkości parametru MTT w poszczególnych

obszarach pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI nie wykazało istotnych różnic przy

przyjętym poziomie istotności 0,05. Jednakże w płacie skroniowo-ciemieniowym prawym

oraz w obu płatach czołowych prawdopodobieństwa są mniejsze od poziomu 0,1. Można

więc przypuszczać o różnicy między średnim czasem przejścia krwi przez naczynia

krwionośne w tych rejonach pomiędzy pacjentami z AD i MCI.

58

7.

Dyskusja wyników i wnioski

W związku ze starzeniem się społeczeństwa, zwłaszcza w krajach rozwiniętych,

wzrasta odsetek populacji z rozpoznaniem chorób otępiennych. W postępowaniu medycznym

największą uwagę zwraca się na opracowanie metod rozpoznania i różnicowania chorób

otępiennych w okresie niemym klinicznie oraz metod farmakoterapii, pozwalających

zatrzymać bądź opóźnić pojawienie się objawów i złagodzić ich nasilenie.

Wraz z dynamicznym rozwojem diagnostyki obrazowej, kształtują się nowe gałęzie

jej zastosowania. Techniki neuroobrazowania mają coraz większe znaczenie w diagnostyce

chorób otępiennych, w monitorowaniu przebiegu leczenia oraz w odpowiedzi na

zastosowane leczenie. Jedną z takich możliwości jest metoda perfuzji tomografii

komputerowej (pTK) pozwalająca ocenić dynamikę przepływu krwi w naczyniach

krwionośnych. Większość prac naukowych, w których autorzy wykorzystywali tę technikę

neuroobrazowania, skupiały się na różnicowaniu rodzaju chorób otępiennych [16].

W ostatnich latach szczególnie dużo uwagi poświęca się badaniom nad

możliwością określenia momentu konwersji łagodnych zaburzeń poznawczych do

pełnoobjawowej choroby Alzheimera, a także próbom jej powstrzymania. MCI jest grupą

niejednorodną. W zależności od przyczyny, choroba może rozwinąć się do

pełnoobjawowego otępienia, proces rozwoju może ustąpić na dłuższy czas, lub stan

pacjenta może ulec znacznej poprawie. Jednakże z doniesień dotychczasowych badań,

głównie długofalowych, większość przypadków MCI konwertuje do choroby otępiennej,

w szczególności do choroby Alzheimera

[44-46].

Obecnie główne badania obrazowe wykorzystywane w diagnostyce pacjentów

z MCI to metody: rezonans magnetyczny (MR) wraz z perfuzją MR (pMR), spektroskopia

MR (MRS), tensor dyfuzji MR (DTI), pozytonowa tomografia emisyjna (PET) i tomografia

emisyjna pojedynczego fotonu (SPECT). Nie wykonano dotychczas badań metodą pTK

u chorych z MCI dlatego też autorka niniejszej pracy zainteresowała się zagadnieniem, czy

dzięki temu badaniu możliwe jest zróżnicowanie pacjentów z AD i MCI. Za cel postawiono

ocenę przydatności perfuzji tomografii komputerowej do potwierdzenia zmian

naczyniowych u pacjentów z wcześniej wymienionymi chorobami. Ze względu na wyższą

dawkę promieniowania niż w standardowym badaniu TK oraz konieczność podania środka

59

kontrastowego odstąpiono od wykonywania badań u pacjentów zdrowych, stąd brak grupy

kontrolnej.

W chorobie Alzheimera stwierdza się uszkodzenie naczyń krwionośnych

mózgowia, które jest spowodowane przez szkodliwy wpływ odkładającego się białka - beta

amyloidu. Do niedawna uważano, że zmiany naczyniowe w patomechanizmie AD są

skutkiem uszkodzenia neuronów. Obecnie podkreśla się istotność teorii naczyniowej,

potwierdzonej przez badaczy, mówiącej o zmianach naczyniowych jako przyczynie

pierwotnej, z wtórnym odkładaniem się amyloidu. W świetle badań histologicznych

i molekularnych, modyfikacje naczyń krwionośnych są różnorodne. Dochodzi przede

wszystkim do zaburzeń angiogenezy, degeneracji drobnych naczyń, zmian miażdżycowych

i nieprawidłowego funkcjonowania bariery krew-mózg (blood-brain barier- BBB),

powodującego degenerację komórek budujących naczynia krwionośne. W konsekwencji

wszystkie wymienione mechanizmy prowadzą do obniżenia przepływu krwi w mózgu –

hipoperfuzji [45,47].

Wyniki dotychczasowych badań pacjentów z otępieniem z wykorzystaniem metod

czynnościowych są nadal niejednoznaczne. Rezultaty prezentowane przez różnych

autorów, nie są identyczne. Badania SPECT oraz PET wykazały znaczne zmniejszenie

perfuzji oraz metabolizmu w obszarach skroniowo-ciemieniowych istoty szarej [48].

Wnioski te zostały potwierdzone w pracy Alegreta i wsp., którzy porównują pacjentów

z MCI i łagodnym AD [49]. Z kolei Johnson i wsp. zestawiając grupy pacjentów z różnymi

stadiami MCI z grupą AD, we wszystkich przypadkach wykazali dużą hipoperfuzję w obu

płatach skroniowo-ciemieniowych u pacjentów z chorobą Alzheimera. Ponadto

w zestawieniu grup AD i stabilne MCI oraz AD z pogorszonym MCI (decliner MCI)

wykazali zmniejszenie przepływu w płacie czołowym oraz w przednim i tylnym zakręcie

obręczy, choć było ono mniejsze niż w okolicach skroniowo-ciemieniowych [65].

Hipoperfuzję w zakręcie obręczy poświadczył Huang i wsp. w swojej pracy [46]. Ishiwata

i wsp. w swoich badaniach potwierdza zmniejszenie przepływu w płacie czołowym [50],

natomiast Habert i wsp. w obszarze ciemieniowym (stabilne MCI z MCI konwertowanym

do AD) [51]. Podobnie twierdzi Encinas i wsp. W pracy oceniającej regionalny przepływu

krwi mózgowej za pomocą 99mTc-ECD SPECT prezentuje obszary wykazujące

60

hipoperfuzję w grupie pacjentów z AD: oba płaty przedczołowe, płaty czołowe, płaty

ciemieniowe i płaty skroniowe [52].

Dostępna literatura oparta na obrazowaniu metodą perfuzji rezonansu

magnetycznego (pMR) wykazała, że przy ocenie parametrów perfuzyjnych u pacjentów

z AD i MCI w obrębie istoty szarej okolic czołowych i skroniowych oraz tylnej części

zakrętu obręczy, zarówno w okolicy skroniowo-ciemieniowej oraz tylnej części zakrętu

obręczy wykazano istotnie statystyczną hipoperfuzje [53,54]. W badaniach perfuzji

rezonansu magnetycznego metodą DSC (dynamic susceptibility contrast) Zimny i wsp.

wykazali zmniejszenie perfuzji (CBV) w okolicy skroniowo-ciemieniowej istoty szarej

oraz w zakręcie obręczy. Zmiana w ostatnim wymienionym rejonie mózgu była duża

u pacjentów z AD w porównaniu z grupa osób z MCI (p < 0,0001) [54]. Z kolei Cavallin

i wsp., którzy porównywali grupą pacjentów z AD (8 osób) z MCI (10 osób) techniką PWI

DSC, nie wykazali statystycznych różnic w obrębie obszaru skroniowo-ciemieniowego

[53,55].

Bazując na wynikach przedstawionych artykułów, autorka niniejszej pracy wybrała

8 obszarów mózgowych po 4 dla każdej półkuli: płat czołowy i skroniowo-ciemieniowy

w obrębie istoty szarej oraz zakręt obręczy i wzgórza, w celu porównania zmian mózgowych

pomiędzy grupami chorych na AD i MCI. Otrzymane wyniki uwidaczniają tylko jedną

statystycznie istotną różnicę w średniej objętości krwi w naczyniach krwionośnych (parametr

CBV) w obszarze lewego płata czołowego istoty szarej, w postaci różnych wartości tego

parametru, u pacjentów z AD (p = 0,031) w porównaniu z grupą MCI. Uzyskano również

różnice w wartościach parametrów CBF i MTT, choć nie było to różnicowanie istotne

statystycznie (p = 0,076; p = 0,096). Zauważono także zmniejszenie perfuzji (CBF, CBV)

i wydłużenie średniego czasu przejścia krwi przez naczynia (MTT) w płacie czołowym

prawym i prawym płacie skroniowo-ciemieniowym, choć nieistotne statystycznie. Podobne

były wyniki (w zakresie poziomów istotności 0,05 < p < 0,1) dotyczące zmniejszenia perfuzji

u pacjentów z AD w porównaniu do pacjentów z MCI w zakręcie obręczy strony prawej

(parametry CBF i CBV) oraz w zakręcie obręczy strony lewej (CBF) .

Wyniki otrzymane przez autorkę nie potwierdzają tych uzyskanych w badaniach

perfuzji rezonansu magnetycznego. Również trudno odnieść je do wyników z badań

przeprowadzonych za pomocą metod SPECT i PET. W wielu obszarach prawdopodobieństwo

61

było mniejsze niż poziom istotności 0,1. Można jedynie sugerować, że są pewne różnice

w obszarach istoty szarej płatów czołowych i skroniowo-ciemieniowych oraz zakręcie obręczy.

Niewykluczone, iż otrzymane wyniki mogą dać wiele wskazówek dla dalszych badań.

Autorka przypuszcza, że brak podobieństwa wyników perfuzji TK w porównaniu

z wynikami uzyskanymi innymi metodami, może być związane jest z warunkami

anatomicznymi. Należy brać przede wszystkim pod uwagę bliskie sąsiedztwo nawet

dużych naczyń krwionośnych, które wchodzą w obszar ROI, powodując zafałszowanie

wyników pomiarów. Brak oprogramowania, które pozwoliłoby usunąć większe naczynia

z map perfuzyjnych, ogranicza możliwości obiektywnego ocenienia mikrokrążenia

mózgowego. Wartości parametrów perfuzyjnych zależą dużej mierze od rzutu serca,

lepkości krwi, ciśnienia tętniczego. Wielkości te również mogą doprowadzić do zafałszo-

wania wyników badań.

Wnioski

1.

Metoda perfuzji tomografii komputerowej nie umożliwia rozpoznania

i różnicowania pacjentów z chorobą Alzheimera i łagodnym zaburzeniem funkcji

poznawczych, dlatego też nie jest to metoda przydatna w diagnostyce różnicowej

obu chorób.

2.

Otrzymane wyniki nie potwierdzają wyników badań za pomocą innych technik

diagnozowowych. Wykazana statystyczna różnica w lewym obszarze czołowym

istoty szarej nie została stwierdzona w innych pracach.

3.

Nie stwierdzono zmian w zakręcie obręczy i obszarze skroniowo-ciemieniowym

istoty szarej zaobserwowanych przez innych autorów, w badaniach opartych

na alternatywnych technikach diagnostycznych, takich jak PET, SPECT, MRS,

PWI, DTI.

62

8.

Streszczenie

W związku ze starzeniem się społeczeństwa, zwłaszcza w krajach rozwiniętych,

wzrasta odsetek populacji z rozpoznaniem chorób otępiennych. Techniki neuroobrazowania

mają coraz większe znaczenie w diagnostyce chorób otępiennych, w monitorowaniu

przebiegu leczenia oraz w odpowiedzi za zastosowane leczenie. Jedną z takich możliwości

jest metoda perfuzji tomografii komputerowej (pTK) pozwalająca ocenić dynamikę

przepływu krwi w naczyniach krwionośnych.

Praca magisterska miała na celu zweryfikowanie stwierdzenia „Perfuzja tomografii

komputerowej jako metoda diagnostyczna w rozpoznaniu i różnicowaniu chorób

otępiennych” oraz ocenienie przydatności tej metody do potwierdzenia zmian

naczyniowych u pacjentów z chorobą Alzheimera (AD) oraz z łagodnym zaburzeniem

funkcji poznawczych (MCI).

W badaniu uczestniczyło 44 pacjentów z rozpoznaniem zespołu otępiennego. Grupa

z AD liczyła 27 osób (19 kobiet, 8 mężczyzn), natomiast grupa z MCI – 17 (12 kobiet,

5 mężczyzn).

Badania metodą perfuzji tomografii komputerowej wykonane były 64-rzędowym

aparatem tomograficznym LightSpeed VCT 64-slice firmy GE Medical Systems.

Do opracowania otrzymanych obrazów korzystano z oprogramowania CT Perfusion 2.6.9,

opartego na zasadzie centralnej objętości (metoda dekonwolucji). Na mapach perfuzyjnych

utworzonych dla trzech parametrów przepływu krwi w mózgu: przepływ krwi mózgowej

w naczyniach (cerebral blood flow - CBF), objętości krwi mózgowej (cerebral blood

valume- CBV) oraz średniego czasu przejścia (mean transit time - MTT), przedstawionych

w skali pseudokolorów, wyznaczono 8 obszarów zainteresowania (Region of Interest - ROI)

w obrębie istoty szarej płatów czołowych i płatów skroniowo-ciemieniowych oraz zakrętu

obręczy i wzgórz. Analiza wyników polegała na porównaniu poszczególnych wartości

parametrów perfuzyjnych pomiędzy grupami.

Otrzymane wyniki (p < 0,05) wskazują na zaburzenie przepływu krwi w obrębie

lewego płata czołowego istoty szarej (parametr CBV) u pacjentów z AD w stosunku

do MCI. Uzyskano również różnice w wartościach parametrów perfuzyjnych (CBF, CBV,

MTT), choć nie było to różnicowanie istotne statystycznie (0,05 < p < 0,1)

w obszarze

63

prawego płata czołowego, płata skroniowo-ciemieniowego istoty szarej oraz prawej strony

zakrętu obręczy.

Uzyskane wyniki nie potwierdzają wyników badań wykonanych za pomocą innych

technik diagnostycznych takich jak PET, SPECT, MRS, PWI i DTI.

64

9.

Abstract

As a result of aging, especially in developed countries, the proportion of population

diagnosed with dementia increases. Neuroimaging techniques become more and more

important in the diagnosis of dementia, in the monitoring of a course of a treatment, and

response to the applied treatment . One such a possibility is a method of perfusion

computed tomography (pTK) to evaluate the dynamics of blood flow in blood vessels.

Master thesis was to verify the statement "Perfusion computed tomography as

a diagnostic method for diagnosis and differentiation of dementia" and to assess

the usefulness of this method for confirmation of vascular lesions in patients with

Alzheimer's disease (AD) and mild cognitive impairment (MCI).

The study involved 44 patients with a diagnosis of dementia. The group with AD

consisted of 27 people (19 women, 8 men), while a group with MCI - 17 (12 women,

5 men). The two groups in terms of numbers of men and women were very similar.

Research, using perfusion computed tomography were performed with LightSpeed

VCT 64-slice apparatus (GE Medical Systems). For the development of images, Perfusion

CT software 2.6.9, based on the principle of central volume (deconvolution method), was

used. The perfusion maps were created for the three parameters: blood flow in the brain

(cerebral blood flow - CBF), blood volume in the brain (cerebral blood volume-CBV) and

the mean time of transition (mean transit time - MTT), presented on a scale of

pseudocolors. On the maps, eight region of interest (ROI) within the gray matter of the

frontal lobes and temporal lobes, parietal and cingulate gyrus and thalamus were

designated. Analysis of the results consisted in comparison of the different perfusion

parameters between groups.

The results (p <0.05) indicate a disorder of blood flow within the left frontal lobe of

the gray matter (parameter CBV) in patients with AD compared to MCI. In addition,

variation in size was noted for the right hemisphere of a brain in a frontal lobe, parietal lobe

and the right side of the cingulate gyrus, although not statistically significant at the 0.05

level.

Our results do not confirm the results of studies carried out with other diagnostic

techniques such as PET, SPECT, MRS, IPR, DTI.

65

10.

Piśmiennictwo

[1]

Cormack A.M. “Early Two-Dimensional Reconstruction and Recent Topics

Stemming from It”, Nobel Lecture, 8 December, 1979;

http://nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/laureates/1979/cormack-lecture.pdf

[2]

Hounsfield G.N. “Computed Medical Imaging.”, Nobel Lecture, 8 December, 1979;

http://nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/laureates/1979/hounsfield-lecture.pdf

[3]

Cierniak R. „Tomografia komputerowa. Budowa urządzeń CT. Algorytmy

rekonstrukcyjne”, Wyd. Exit, Warszawa 2005;

[4]

Szczeniowski Sz. „Fizyka doświadczalna t. 5”, Wyd. PWN, Warszawa 1966;

[5]

Błochin M. A. „Fizyka promieni rentgenowskich”, Wyd. PWN, Warszawa 1956;

[6]

Łobodzie W. „Dozymetria promieniowania jonizującego w radioterapii” wyd. drugie

poprawione i uzupełnione, Wyd. Uniwersytetu Śląskiego, Katowice 1999;

[7]

Korohoda P. „Przetwarzanie i rozpoznawanie obrazów biomedycznych. CT -

Computed Tomography, czyli tomografia komputerowa”, WEAIE, Katedra

Elektroniki, Kraków 2008, student.agh.edu.pl/~tuczap/Projekty/CT/PIROB-CT.ppt;

[8]

Smolik W. „Tomografia komputerowa. Materiały pomocnicze do laboratorium

przedmiotu TOMOGRAFIA KOMPUTEROWA”, Politechnika Warszawska,

Warszawa 1998;

[9]

Hrynkiewicz A. „Fizyczne metody diagnostyki medycznej i terapii”, Wyd. PWN,

Warszawa 2000;

[10]

Hrynkiewicz A. „Człowiek i promieniowanie jonizujące”, Wyd. PWN, Warszawa

2001;

[11]

Siemens AG, Medical Solutions „Computed Tomography Its History and

Technology”, www.SiemensMedical.com;

[12]

„Medtech - serwis edukacyjno-informacyjny technika w medycynie”

astrophysics.fic.uni.lodz.pl/medtech/pakiet6/pakiet6.html;

[13]

Hsieh J. „Method and apparatus for acquiring CT perfusion image”, United States

Patent, Patient No. US6373920B1, 2002; www.freepatentsonline.com/6373920.html;

[14]

Sąsiadek M., Zimny A. „Badania perfuzyjne TK i MR – nowe narzędzie

w diagnostyce guzów wewnątrzczaszkowych” Adv Clin Exp Med 2005; 14(3):583-

592;

66

[15]

Miles K.A. „Perfusion CT for the assessment of tumour vascularity: which

protocol?”, British Journal of Radiology, 76 (2003), 36-42

[16]

Zimny A. „Ocena wartości badania mózgu metodą perfuzji tomografu

komputerowego w rozpoznaniu i różnicowaniu chorób otępiennych”, Praca

Doktorska, Akademia Medyczna we Wrocławiu 2007

[17]

Miles K.A., Gryffiths. M.R. “Perfusion CT: worthwile enhancement”, the British

Journal of Radiology, 76(2003), 220-231;

[18]

Axel L. “Cerebral blood flow determination by rapid-sequence Computer

Tomography”, Neuroradiology, December 1980, 679-686;

[19]

Ś

mietański

J.

„Badania

przydatności

wybranych

metod

komputerowego

przetwarzania obrazów tomografii perfuzyjnej w diagnostyce raka prostaty”, Praca

Doktorska, Akademia Górniczo-Hutnicza, Kraków 2007;

[20]

Bisdas S., Donnerstag F., et al. „Computed tomography assessment of cerebral

perfusion using a distributed parameter tracer kinetics model: validation with

H2(15)O positron emission tomography measurements and initial clinical experience

in patients with acute stroke”, Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism, (2008)

28: 402–411;

[21]

Wintermark M. et al. „Quantitative assessment of regional cerebral blood flows by

perfusion CT studies at low injections rates: a critical review of the underlying

theoretical models” , Eur. Radiol. (2001) 11: 1220-1230;

[22]

Wintermark M., Thiran J.P. et al. „Simultaneous Measurement of Regional Cerebral

Blood Flow by Perfusion CT and Stable Xenon CT: A Validation Study”, American

Journal of Neuroradiology 5(2001), 22: 905-914.

[23]

Hoeffner E.G., Case I. et al. „Cerebral perfusion CT: technique and clinical

applications” Radiology 2004; 231(3):632-644;

[24]

Zierler K. “Theoretical Basis of Indicator-Dilution Methods For Measuring Flow and

Volume.” Circulation Research 1962;10;393-407, http://circres.ahajournals.org;

[25]

Felder E, Pitre D, Tirone P. XLIV-Preclinical studies with a new nonionic contrast

agent Il Farmaco 1977; 32: 835-884;

[26]

Wujtewicz M. “Płynoterapia”, Katedry Anestezjologii i Intensywnej Terapii GUMed,

http://www.student.1gb.pl/Rok%20II/Intensywna%20terapia/plynoterapia.ppt;

67

[27]

Katayama H, Yamaguchi K, et al. „Advserse reactions to ionic and non-ionic contrast

media”, Radiology 1990; 175: 621-628;

[28]

Walecki J. “Neuroradiologia”, Wydział Nauk Medycznych Pan, UN-O, Warszawa

2000;

[29]

Enterline D., Tanenbaum L.,” Brain, and Head and Neck- Brain Perfusion, GE

LightSpeed VCT 64-slice.”, Multidetector CT Protocols - Developed for GE

Scanners – 2007, www.gehealthcare.com;

[30]

Widera T. „Standaryzowanie protokołów badań klatki piersiowej z uwzględnieniem

ś

rodków kontrastujących na 10-rzędowym aparacie TK.” Praca Magisterska,

Uniwersytet Wrocławski, Wrocław 2007;

[31]

Szarmacha.A., Szurowska E. i wsp. „Współczesne metody diagnostyki obrazowej

zmian udarowych w obrębie struktur mózgowych tylnego dołu czaszki”, „Udar

Mózgu” 2008, tom 10 (1): 27–39

[32]

Walecki J., Bogusławska R. i wsp. „Neuroobrazowanie we wczesnym okresie

niedokrwiennego udaru mózgu”, Polski Przegląd Neurologiczny 2005, tom 1,1:

23–34;

[33]

Dziubińska M, Basiak M. i wsp.„Rola obrazowania perfuzji w tomografii

komputerowej

w diagnostyce glejaków ośrodkowego układu nerwowego”, Neurol Neurochir Pol

2006; 40 (1): 51–56;

[34]

Magierski R., Kłoszewska I. et al. „Farmakoterapia otępienia w chorobie Alzheimera

i otępienia mieszanego w chorobie Alzheimera.”, Aktualn Neurol 2004, 4 (3):171-

179;

[35]

Boczarska M, Ochudło S., Opala G., Gorzkowska A., „Choroba Alzheimera –

Leczenie”

http://www.unipharm.pl/artykuly/wiek_podeszly/EL_choroba_alzheimera.pdf;

[36]

Barcikowska M. „Zespoły otępienie”,

http://www.lekseek.com/PDF/zespoly_otepienne.pdf;

[37]

Mixed Dementia” , http://www.alz.org/alzheimers_disease_mixed_dementia.asp;

68

[38]

Walecki J, Pawłowska-Detko A „Rola współczesnych metod obrazowania

w rozpoznaniu i monitorowaniu otępienia.”, Polski Przegląd Neurologiczny 2007,

tom 3, 2, 69–89;

[39]

Thomann P.A. „Strukturalne Zmiany w MRI u Osób z Zespołem Łagodnych

Zaburzeń Poznawczych oraz chorobą Alzheimera”, (Polskie tłumaczenie tekstu

artykułu „Stuctural MRI-findings in Mild Cognitive Impaiirment and Alzheimer’s

Disease”), Psychogeriatria Polska Vol 2 No 1;

[40]

Jagust W., Thisted R. et al. „SPECT perfusion imaging in the diagnosis of

Alzheimer’s disease.” NEUROLOGY 2001;56:950–956;

[41]

Visser P.J. „Mild Cognitive Impairment”, Principles and Practice of Geriatric

Medicine, 4th Edition, 2006, 1-7.

[42]

Gryglewicz T. „Łagodne zaburzenia poznawcze – postępowanie terapeutyczne”,

Aktualności Neurologiczne 2004, 4 (3), 167-170;

[43]

Visser P.J. „Mild Cognitive Impairment”, “Principles and Practice of Geriatric

Medicine”, 4th Edition, John Wiley & Sons, Ltd. 2006, 1-7

[44]

Albert M.S., Blacker D. “Mild Cognitive impairment and dementia”, Annu. Rev.

Clin. Psychol. 2006. 2:379–388

[45]

Czarnecka A., Zimny A., Sąsiadek M. “Correlation of CT perfusion and CT

volumetry in patient with Alzheimer’s disease”, Polish Journal of Radiology 2010,

75(2), 1-6

[46]

Huang C, Wahlund L.O. et al. Cingulate cortex hypoperfusion predicts Alzheimer's

disease in mild cognitive impairment. BMC Neurol. 2002; 2: 9–14;

[47]

Hardy J. , Selkoe D.J. „The amyloid hypothesis of Alzheimer's disease: progress and

problems on the road to therapeutics.”, Science. 2002 Jul 19;297(5580):353-356;

[48]

Chetelat G, Desgranges B, de la Sayette V, et al. Mild cognitive impairment: can

FDG-PET predict who is to rapidly convert to Alzheimer's disease? Neurology.

2003;60:1374–1377;

[49]

Alegret M, Vinyes-Junqué G, Boada M, Martínez-Lage P “Brain Perfusion

Correlates of Visuoperceptual Deficits in Mild Cognitive Impairment and Mild

Alzheimer's Disease”, J Neurol. 2007 Dec;254(12):1698-1707;

69

[50]

Ishiwata A., Sakayori O., et al. “Preclinical evidence of Alzheimer changes in

progressive mild cognitive impairment: a qualitative and quantitative SPECT study.”,

Acta Neurol Scand. 2006 Aug;114(2):91-96;

[51]

Habert M.O., Horn J.F. et al. „Brain perfusion SPECT with an automated quantitative

tool can identify prodromal Alzheimer's disease among patients with mild cognitive

impairment.”, Neurobiol Aging. 2009 Feb 26,

doi:10.1016/j.neurobiolaging.2009.01.013;

[52]

M Encinas , De Juan R , et al. “Regional cerebral blood flow assessed with 99mTc-

ECD SPET as a marker of progression of mild cognitive impairment to Alzheimer's

disease.2003, 30 (11):1473-1480;

[53]

Cavallin L. Axelsson R. et al. „Voxel-Based Correlation between Coregistered

Single-Photon Emission Computed Tomography and Dynamic Susceptibility

Contrast Magnetic Resonance Imaging in Subjects with Suspected Alzheimer

Disease”, Acta Radiol. 2008 Dec;49(10):1154-1161;

[54]

Czarnecka A., Zimny A. et al. „Usefulness of perfusion-weighted MR imaging in the

differential diagnosis of Alzheimer’s disease and mild cognitive impaitment”, Med

Sci Monit, 2010; 16 (Suppl.1): 5-10;

[55]

Cavallin L, Danielsson R, Oksengard AR, „Can dynamic susceptibility contrast

magnetic resonance imaging replace single-photon emission computed tomography in

the diagnosis of patients with Alzheimer's disease? A pilot study.“, Acta Radiol. 2006

Nov;47(9): 977-985;

[56]

Laxton AW, Tang-Wai DF et al. „A phase I trial of deep brain stimulation of memory

circuits in Alzheimer's disease.”, Ann Neurol. 2010 Aug 4;

www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/20687206

[57]

Defranceso M, Schocke M et. al. „Conversion from MCI (Mild Cognitive

Impairment) to Alzheimer's disease: Diagnostic options and predictors.”,

Neuropsychiatr. 2010;24(2): 88-98;

[58]

Landau SM, Harvey D et. al. „Comparing predictors of conversion and decline in

mild cognitive impairment.”, Neurology. 2010 Jul 20;75(3):230-238.

70

[59]

„Kwestionariusz klinicznej oceny stopnia otępienia” CDR – Poland/Polish. Final

version. 30 May 06 – Mapi Research Institute,

http://alzheimer.wustl.edu/cdr/PDFs/Translations/Poland%20Polish.pdf;

[60]

Barrett JF, Keat N, „Artifacts in CT: Recognition and Avoidance.” RadioGraphics

2004; 24:1679–1691;

[61]

Barcikowska M. „Naukowe kryteria rozpoznawania choroby Alzheimera: rewizja

kryteriów NINCDS-ADRDA.”, www.viamedica.pl;

[62]

Sobów T, Nagata K et. al. „Choroba Alzheimera”, Aktualności Neurologiczne Vol

3,2: 89-120;

[63]

Word Heath Organization: Międzynarodowa Statystyczna Klasyfikacja Chorób

i Problemów Zdrowotnych, rewizja 10; Klasyfikacja zaburzeń psychicznych

i zaburzeń zachowania w ICD-10; Opisy kliniczne i wskazówki diagnostyczne, 1997

(tłumaczenie polskie)

[64]

Johnson KA, Moran EK „Single photon emission computed tomography perfusion

differences in mild cognitive impairment.”, J Neurol Neurosurg Psychiatry. 2007

Mar;78(3):240-247.

71

11.

Spis tabel i rycin

Spis tabel

Tabela 1.

Parametry techniczne akwizycji danych podczas standardowego badania

tomograficznego głowy;

Tabela 2.

Parametry techniczne akwizycji danych podczas badania perfuzji tomografii

komputerowej;

Tabela 3.

Podstawowe obszary zainteresowania (ROI) analizowane w badaniu;

Tabela 4.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBF

grupy

z chorobą Alzheimera;

Tabela 5.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBF

grupy

z łagodnymi zaburzeniami funkcji poznawczych;

Tabela 6.

Porównanie średnich wartości parametru CBF

w różnych obszarach mózgu

pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI;

Tabela 7.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBV

grupy

z choroba Alzheimera;

Tabela 8.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBV

grupy

z łagodnymi zaburzeniami funkcji poznawczych;

Tabela 9.

Porównanie średnich wartości parametru CBV

w różnych obszarach mózgu

pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI;

Tabela 10.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru MTT

grupy

pacjentów z chorobą Alzheimera;

Tabela 11.

Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru MTT

grupy

z łagodnymi zaburzeniami funkcji poznawczych;

Tabela 12.

Porównanie średnich wartości parametru MTT w różnych obszarach mózgu

pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI.

72

Spis rycin

Rycina 1.

Punkty zwrotne w dziejach tomografii komputerowej;

Rycina 2.

Schemat budowy tomografu komputerowego;

Rycina 3.

Graficzne ujęcie projekcji tomograficznej;

Rycina 4.

Skala poziomów szarości stosowana w obrazowaniu metodą tomografii

komputerowej;

Rycina 5.

Rozkład wartości liczby Hounsfielda dla tkanek ludzkich;

Rycina 6.

Krzywa zmiany gęstości krwi w czasie wraz z zaznaczonymi parametrami

perfuzyjnymi;

Rycina 7.

Zależność koncentracji środka cieniującego w badanym naczyniu krwionośnym

od czasu skanowania;

Rycina 8.

Schemat dystrybucji środka kontrastowego w tkance;

Rycina 9.

Graficzne porównanie zdrowego mózgu (po lewej) z mózgiem pacjenta

z chorobą Alzheimera;

Rycina 10.

Rozkład liczbowy wieku w poszczególnych grupach pacjentów z AD i MCI

oraz w całej grupie badanej;

Rycina 11.

Rozkład liczbowy kobiet i mężczyzn w grupach pacjentów AD i MCI

oraz w całej grupie badanych;

Rycina 12.

Histogram

przedstawiający

procentowy

rozkład

wyników

MMSE

w poszczególnych grupach;

Rycina 13.

Rozkład wyników CDR w poszczególnych grupach pacjentów;

Rycina 14.

Skan pilotowy (topograficzny) z zaznaczoną linią nadoczodołowo-uszną;

Rycina 15.

Wybrany poziom mózgu z zaznaczonymi naczyniami referencyjnymi;

Rycina 16.

Krzywe zmiany gęstości krwi w czasie skanowania wybranych naczyń

referencyjnych;

Rycina 17.

Mapy perfuzyjne dla parametrów CBF, CBV, MTT

Rycina 18.

Obraz perfuzyjny przedstawiony w skali poziomów szarości z zaznaczonymi

zakrętami obręczy w prawej i lewej półkuli;

Rycina 19.

Mapy perfuzyjne parametrów CBF, CBV, MTT z zaznaczonymi zakrętami

obręczy w obu półkulach mózgowych i ich wartościami;

73

Rycina 20.

Obraz perfuzyjny w skali poziomów szarości z zaznaczonymi obszarami

płatów czołowych i skroniowo-ciemieniowych w prawej i lewej półkuli;

Rycina 21.

Mapy perfuzyjne parametrów CBF, CBV, MTT z zaznaczonymi obszarami

płatów czołowych i skroniowo-ciemieniowych w obu półkulach mózgowych

i ich wartościami;

Rycina 22.

Obraz perfuzyjny w skali poziomów szarości z zaznaczonymi obszarami

wzgórz w prawej i lewej półkuli;

Rycina 23.

Mapy perfuzyjne parametrów CBF, CBV, MTT z zaznaczonymi obszarami

wzgórz w obu półkulach mózgowych i ich wartościami.

Rycina 24.

Wykres przedstawiający mediany i odchylenia ćwiartkowe parametru CBF

dla 8 ROI w grupie pacjentów z AD i MCI;.

Rycina 25.

Wykres przedstawiający mediany i odchylenia ćwiartkowe parametru CBV

dla 8 ROI w grupie pacjentów z AD i MCI;

Rycina 26.

Wykres przedstawiający mediany i odchylenia ćwiartkowe parametru MTT

dla 8 ROI w grupie pacjentów z AD i MCI.

74