Perfuzja Tomografii Komputerowej w diagnostyce otępienia

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
Pragnę serdecznie podziękować
Pani dr Annie Czarneckiej
za opiekę, poświęcony czas, \yczliwą pomoc,
oraz cenne uwagi przy pisaniu pracy
2
1. WSTP ....................................................................................................................................... 4
2. TOMOGRAFIA KOMPUTEROWA ...................................................................................... 6
2.1 PODSTAWY FIZYCZNE...................................................................................................................7
2.2 BUDOWA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO .........................................................................10
2.3 ZASADA DZIAAANIA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO ...................................................12
2.4 REKONSTRUKCJA OBRAZU TOMOGRAFICZNEGO NA PRZYKAADZIE 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 OBJTOŚCI......23
3.4 ŚRODKI KONTRASTOWE ............................................................................................................27
3.5 ZASTOSOWANIE ...........................................................................................................................28
4. OTPIENIE ............................................................................................................................. 31
4.1 CHOROBA ALZHEIMERA (ALZHEIMER S DISEASE AD) .................................................. 32
4.2 AAGODNE ZABURZENIE POZNAWCZE (MILD COGNITIVE IMPAIRMENT MCI)........... 33
5. CZŚĆ DOŚWIADCZALNA................................................................................................. 34
5.1 MATERIAA 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
3
1. Wstęp
W ostatnich latach nastąpił dynamiczny rozwój technik neuroobrazowania,
umo\liwiających ocenę zarówno morfologii mózgowia jak i jego funkcji. Wśród szerokiego
wachlarza nowych technik diagnostycznych, poszukuje się metod pozwalających na
rozpoznanie i prawidłowe zró\nicowanie 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 podło\e choroby (guz, wodogłowie), tak\e techniki obrazowania funkcjonalnego,
takie jak: tomografia emisyjna pojedynczego fotonu (SPECT), pozytonowa tomografia emi-
syjna (PET), spektroskopia rezonansu magnetycznego (MRS), funkcjonalny rezonans
magnetyczny (fMRI). Umo\liwiają one nie tylko zbadanie struktur mózgowych, ale tak\e
czynności kory mózgowej, metabolizmu, składu biochemicznego i aktywności układu
neuroprzekazników. Równie\ du\ym 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 cię\kim 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 ró\nicowaniu 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. Wa\ną wskazówką w doborze grup był fakt, i\ w większości przypadków
4
choroba MCI konwertuje w otępienie alzheimerowskie. Punktem docelowym jest sprawdzenie
poprawności przedstawionej wy\ej tezy. Autorka podjęła się oceny wartości badania
w ró\nicowaniu otępienia pomiędzy grupami chorych z rozpoznaniem AD i MCI.
5
2. Tomografia komputerowa
Techniki obrazowania stały się głównymi metodami diagnostycznymi
w medycynie. Wykorzystując ró\ne zjawiska fizyczne (promieniowanie X i ł, jądrowy
rezonans magnetyczny), umo\liwiają zaglądanie bez u\ycia 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 uwa\a 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 ju\ 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.
6
2.1. Podstawy fizyczne.
Promieniowanie rentgenowskie
Promieniowanie rentgenowskie, będące rodzajem promieniowania elektromagne-
tycznego w przedziale długości fali 10-12 m - 10-8m, zostało odkryte w 1895 roku przez
Wilhelma R1ntgena. yródłem 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 mo\e nakładać się widmo
charakterystyczne pierwiastków budujących anodę.
Powstanie rentgenowskiego promieniowania hamowania opiera się na zjawisku
hamowania elektronu o du\ej energii kinetycznej, w wyniku zderzenia z materiałem tarczy
(anodą). Elektron oddziałując z polem kulombowskim jądra atomu anody (absorbenta),
porusza się ruchem opóznionym, jego tor ulegnie zakrzywieniu, a na ka\dym 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
ró\nymi 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 ni\szym poziome energetycznym, jest szybko
zapełniane przez inny elektron z wy\szego poziomu energetycznego. Przeskokowi elektronu
między dwoma poziomami energetycznymi towarzyszy emisja fotonu promieniowania
rentgenowskiego, którego energia jest równa ró\nicy energii między tymi poziomami.
Poniewa\ energia elektronu przebywającego na orbicie stacjonarnej jest ściśle określona,
a jej wartość zale\y od rodzaju atomu, uzyskane widmo ma charakter liniowy i składa się
z wyraznych grup linii tworzących serie widmowe K, L, M, N,& Nakładanie obu widm
mo\na zaobserwować w lampie rentgenowskiej. Obecne modele ró\nią się konstrukcją od
7
swojego pierwowzoru u\ytego przez Wilhelma R1ntgena. Lampy rentgenowskie,
zastosowane w tomografii komputerowej, posiadają wirującą anodę i spiralną katodę, które
umieszczone są w szklanej pró\niowej 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 ró\nicy potencjałów
przyło\onej pomiędzy elektrodami, uderzają w ró\ne 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
zródłem 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 wyra\one jako osłabienie natę\enia promieniowania I0
w funkcji grubości badanego obiektu x
I = I0e-�x
, (2. 1)
gdzie: I natę\enie promieniowania po przejściu przez badany obiekt;
I0 natę\enie promieniowania padającego na obiekt;
x grubość badanego obiektu;
� liniowy współczynnik osłabienia.
Eksponencjalne prawo osłabienia jest podstawowym prawem w rentgenowskiej tomografii
komputerowej. Dla niejednorodnej warstwy ciała ludzkiego le\ącej w płaszczyznie x,y
wzór (2.1) ma postać:
8
S
- ( x, y)ds
+"�
0
IS = I0 �" e , (2. 2)
gdzie: IS natę\enie promieniowania X po przejściu drogi S wzdłu\ warstwy,
I0 natę\enie promieniowania padającego,
�(x,y) liniowy współczynnik osłabienia promieniowania X.
Po przekształceniu wzoru (2.2) otrzymamy wielkość
I0 S
ln = y)ds , (2. 3)
+"�(x,
IS 0
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 zale\y od energii padającego promieniowania i liczby atomowej
Z absorbentu. Wyznaczenie funkcji �(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
wyró\nienia w obrazie tomograficznym tkanek, które charakteryzują się ró\ną 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 ró\nym prawdopodobieństwem. Ka\de z tych prawdopodobieństw jest
określone za pomocą przekroju czynnego i dla ka\dego wyznacza się współczynnik
osłabienia (efekt fotoelektryczny �F, rozpraszanie koherentne �R, rozpraszanie Comptona
�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 tak\e ze składem pierwiastkowym ciała ludzkiego. Ponad 99%
stanowią pierwiastki lekkie - H, C, N, O, Na, Mg, P, S, Cl, K, Ca [3 6].
9
2.2. Budowa tomografu komputerowego
Badania, przy u\yciu 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 mo\liwie jak najkrótszym czasie. Zgodnie z tą ideą
obecne aparaty wyposa\one są w najnowszej klasy elementy. W ka\dym urządzeniu
tomograficznym znajdują się:
system akwizycji danych, wykonujący projekcje przy u\yciu promieniowania
rentgenowskiego;
komputer dokonujący rekonstrukcji obrazów z otrzymanych projekcji oraz
wspomagający analizę zrekonstruowanych obrazów TK;
urządzenie zasilające tomograf;
monitor, jako element wizualizacji bie\ącej 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.
Wyró\nić mo\na główne części składowe konstrukcji aparatu tomograficznego:
brama (gantra) - główny element urządzenia z otworem znajdującym się
w centralnej jej części o średnicy około 70 cm;
zródło promieniowania (lampa rentgenowska) o energii umo\liwiającej 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 wzdłu\ pierścienia gantry, a poprzez zastosowanie
ceramicznych materiałów mo\e pracować w sposób ciągły. Emitowane
promieniowanie ma zawsze określony zakres energii;
10
układ detekcyjny przetwarza energię promieniowania rentgenowskiego
na odpowiadający jej sygnał elektryczny. W zale\ności od generacji mo\e być
układem ruchomym lub nieruchomym, a tak\e zbudowanym z jednego bądz kilku
rzędów (2- 256);
kolimatory usytuowane w pobli\y lampy rentgenowskiej i ka\dego detektora, które
kształtują wiązkę promieniowania i minimalizują promieniowanie rozproszone.
Od wysokości kolimatorów zale\y grubość skanowanej warstwy;
stół słu\ący do swobodnego uło\enia pacjenta, zazwyczaj sterowany manualnie
przed właściwym badaniem, w celu ustawienia początkowej pozycji pacjenta. Mo\e
równie\ 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 tak\e z szeregu podzespołów sterujących
i napędowych, układów współrzędnych umo\liwiających precyzyjne pozycjonowanie,
urządzeń zapewniających bezpieczeństwo pacjenta i obsługi [3, 11].
11
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 natę\enia promieniowania, w wyniku osłabienia,
są rejestrowane przez układ detekcyjny, znajdujący się po przeciwnej stronie lampy.
W zale\ności od generacji, tablica detektorów mo\e obracać się synchronicznie wraz
z lampą, przy czym są one nieruchome względem siebie, lub jest na stałe umieszczona
wzdłu\ pierścienia w gantrze. Tak skonstruowany układ pozwala na zmierzenie
jednocześnie kilkuset projekcji. Nale\y zaznaczyć, \e pomiar projekcji dokonywany jest
dla dyskretnego zbioru wartości kątów Śk. Zmiana kąta o "Śk zale\y od liczby projekcji,
którą nale\y wyznaczyć w celu rekonstrukcji obrazu.
Obecnie wykorzystuje się dwie metody pomiaru zestawu projekcji. Pierwszą
metodą jest technika stacjonarna (sekwencyjna). Pacjent le\y 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
poło\enia, 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 u\ywana, tak\e w aparatach
wielorzędowych, w wybranych badaniach np. podstawowe badanie TK głowy.
Drugą techniką, umo\liwiającą pomiar projekcji, jest metoda dynamiczna,
stosowana w tomografii spiralnej (heliakalnej). W trakcie pomiaru pacjent nieruchomo le\y
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 ni\ w technice stacjonarnej.
Wydłu\ył się natomiast czas rekonstrukcji obrazu. Wymagany jest od systemu
komputerowego większy nakład obliczeniowy, gdy\ dane potrzebne do rekonstrukcji
pojedynczego płaskiego przekroju są uzyskiwane ze zbioru danych zebranych z pewnej
12
objętości ciała pacjenta. Konieczną jest tak\e 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 sto\ek (cone beam). Takie rozwiązanie pozwoliło
na skanowanie znacznie większego obszaru (jednocześnie wiele sąsiadujących ze sobą
przekrojów) ni\ było to mo\liwe 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 wy\sza. Wszystkie te udogodnienia dały mo\liwość bardzo dokładnego
obrazowania w dowolnej płaszczyznie 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 ró\nych projekcji. Dzieląc obszar badania na zbiór
podstawowych elementów objętości (voxel volume element), odtwarza się wartość
współczynnika osłabienia dla ka\dego 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
13
Radona, oraz na wykorzystaniu transformaty Fouriera, dokonuje się filtracji funkcji
projekcji, które poddawane są następnie wstecznej projekcji.
Niech funkcja �(x,y) opisuje rozkład współczynnika osłabienia promieniowania X
po przejściu przed obiekt w układzie współrzędnych związanych z nieruchomym
pacjentem, a funkcja �(t,s) w układzie obróconym o kąt Ś (układ związany z lampą
i detektorem). Podczas pojedynczego pomiaru otrzymuje się projekcję (transformatę
Radona), będącą całką z funkcji �(t,s) po linii o znanym poło\eniu (t,Ś), gdzie t oznacza
odległość linii projekcji od środka układu współrzędnych (Ryc.3). Związek między
współrzędnymi (x,y) oraz (t,s) jest opisany zale\nością:
t = x cosŚ + y sinŚ,
(2. 4)
s = -xsinŚ + y cosŚ,
Ryc. 3. Graficzne ujęcie projekcji tomograficznej
Projekcja tomograficzna jest dana wzorem:
"
p(Ś,t) =
+"�(s,t)ds . (2. 5)
-"
Korzystając z serii jednowymiarowych projekcji, które uzyskuje się podczas
skanowania pacjenta, mo\emy otrzymać dwuwymiarową mapę współczynników
osłabienia. Procedura jest kilkustopniowa. Wszystkim pikselom (najmniejsze jednolite
elementy obrazu wyświetlane na ekranie), które dają wkład do danej projekcji
14
przypisywane są wartości równe projekcji. Procedurę powtarza się dla projekcji
zmierzonych pod ró\nymi kątami Ś, w wyniku czego otrzymuje się obraz sumacyjny �S
Ą
1
�s (x, y) a" �s (t, s) = p(Ś,t)dŚ. (2. 6)
+"
Ą
0
Aby obliczyć funkcję �S dokonuje się uproszczenia, w którym badany przedmiot
ma kształt dwuwymiarowej funkcji Diraca
�(x, y) a" �(t, s) a" � (t)� (s). (2. 7)
Korzystając z właściwości delty Diraca oraz szeregu Taylora, otrzymuje się wynik,
który dowodzi, \e obraz sumacyjny �S, utworzony bezpośrednio po zastosowaniu wstecznej
projekcji, ró\ni 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, nale\y funkcję projekcji poddać filtracji. Filtracja odbywa się względem
współrzędnej t przy ustalonym kącie Ś. Proces ten mo\na opisać wzorem (2.8)
na zmodyfikowana projekcję:
"
pF (Ś,t) = p(Ś,u) f (t - u)du, (2. 8)
+"
-"
gdzie: u = xcosŚ + ysinŚ ,
pF przefiltrowana projekcja przy określonej wartości kąta Ś,
p(Ś, u) projekcja przed procedurą filtracji,
f filtr.
Eliminacja rozmycia obrazu poprzez zastosowanie filtru zale\y od jego realizacji.
Niektóre filtry mogą bardzo dobrze eliminować rozmycie, lecz mogą tak\e uwypuklać
szum, co równie\ 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
15
wynikającej z odległości próbek. Ze względu na dyskretny charakter danych projekcji, filtr
równie\ wyra\a się w formie dyskretnej.
Ostatnim krokiem w procedurze rekonstrukcji metodą filtrowanej wstecznej
projekcji jest normalizacja. Poniewa\ suma zmierzonych projekcji pk nie jest równa sumie
projekcji po operacji filtrowania pFk
F F
pk a" Z `" Z a" pk ,
" "
k k
(2. 9)
nale\y pomno\yć obliczone wartości projekcji pF przez czynnik Z/ZF [3,7-9,12].
Wynik badania podaje się w postaci trójwymiarowej mapy współczynników
osłabienia wyra\onych w jednostkach Hounsfielda (Hounsfield units HU) relatywnych
względem współczynnika osłabienia dla wody dla promieniowania mono-energetycznego
o energii 73 keV .
�tkanki - �H O
2
HUtkanki = 1000 �"
�H O ,
2
(2. 10)
�tkanki
gdzie: współczynnik osłabienia promieni X dla danej tkanki,
�H O współczynnik osłabienia promieni X dla wody.
2
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. Je\eli zostanie u\yte okno
dostosowane do tkanek miękkich w zakresie od -100 HU do +100 HU, to czarnym kolorem
oznaczone są elementy obrazu o wartościach poni\ej -100 HU tj. powietrze, tkanka płuc,
a białym powy\ej +100 HU tj. tkanka kostna. Skala szarości z zakresu -100 HU i 100 HU
wykorzystana jest do zobrazowania pozostałych tkanek (ryc.5). Takie rozwiązanie
umo\liwia odzwierciedlenie na ekranie monitora wysokiego kontrastu obrazu, przez co
ułatwia jego interpretację [3,5,9].
16
Ryc. 4 Skala poziomów szarości
stosowana w obrazowaniu TK.
Ryc. 5 Rozkład wartości liczby Hounsfielda dla tkanek
ludzkich.
17
3. Perfuzja tomografii komputerowej
Metoda perfuzji tomografii komputerowej (perfusion computed tomography) oparta
jest na modelu kinetycznym, który polega na śledzeniu i analizowaniu pierwszego przejścia
środka kontrastowego przez mikrokrą\enie. W badaniu ocenia się zmianę gęstości płynu
ustrojowego w danym obszarze tkanki, która zale\y od ilości środka kontrastowego,
przepływającego przez ło\ysko naczyń krwionośnych (na poziomie naczyń włosowatych)
badanego obszaru. W rzeczywistości analizie podlega średni współczynnik osłabienia
promieniowania w elemencie objętości tkanki, le\ącym 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 mikrokrą\enia [16,19].
3.1 Tworzenie map perfuzyjnych
Ka\de 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 najwa\niejszych informacji
z jednoczesną eliminacją szumów i artefaktów. To konwencjonalne badanie tomograficzne
słu\y do oceny całego mózgowia oraz wyznaczenia poziomu badania perfuzyjnego, czyli
ustalenia miejsca skanowania. Następnie wstrzykuje się do\ylnie, przy u\yciu 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 mo\liwe ze względu na du\ą 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
18
podzbioru i danych referencyjnych wyznacza się, dla ka\dego obrazu, ró\nicę tych danych.
Określa się ją poprzez odjęcie, w ka\dym obrazie (pixel by pixel), danych referencyjnych
od danych z drugiego podzbioru. W ró\nicy 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 ró\nicowych jest poddawany rekonstrukcji.
Wynik przedstawiony jest w postaci obrazów ró\nicowych. Z nich tworzone są mapy
perfuzyjne, ilustrująca przedział wartości parametrów perfuzyjnych. Obrazy ró\nicowe
poddawane są przetwarzaniu końcowemu (postprocessing), w którym wyró\nić mo\na
kilka etapów: usuwanie artefaktów i szumów, określanie zakresu gęstości (okna)
w jednostkach Hounsfielda, wyznaczanie naczynia lub naczyń referencyjnych (zale\nie
od algorytmu matematycznego zastosowanego w oprogramowaniu). Ustalenie naczyń
referencyjnych: tętnicy jako zródła napływu środka cieniującego oraz \yły drenującej
zakontrastowaną krew z danego obszaru, słu\y 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 zale\ą 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].
19
Podczas zmiany zakontrastowania w naczyniach wyró\nia 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 mo\na ocenić perfuzję, czyli przepływ krwi w objętości bądz masie
tkanki oraz wszystkie parametry, które mogą być obni\one (np. w niedokrwieniu) lub
podwy\szone (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 mikrokrą\eniu. Odzwierciedleniem tych zmian są wartości parametrów
perfuzyjnych. Pomiar współczynnika osłabienia w du\ych zakontrastowanych tętnicach
i \yłach, zaopatrujących badany obszar, umo\liwia 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 zwę\ających 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].
Je\eli przy niedokrwieniu mózgowia wartość współczynnika CBF spadnie poni\ej
20 ml/100g/min w istocie szarej, funkcja synaps w komórkach nerwowych zostaje
20
spowolniona. W przypadku obni\enia 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 ło\ysku naczyniowym w danym obszarze mózgu. Ilość krwi (objętość), znajdująca się
w danym naczyniu i danym czasie skanowania, zale\y od jego budowy i architektoniki
mikrokrą\enia. 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 wzmo\onym przepływie przez ło\ysko
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)
Średni czas przejścia jest to czas przepływu krwi przez tkankę od tętnicy
zaopatrującej do \yły 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 mo\na wyznaczyć ze związku
z parametrami CBV i CBF, jako stosunek obu tych parametrów, bądz 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, wyra\ony w sekundach, liczony od
momentu podania środka kontrastowego, a\ 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, dro\ność naczyń krwionośnych zaopatrujących dany obszar
[14].
21
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 od\ywczymi 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 tak\e w pewnych
stadiach zmian zapalnych i niedokrwiennych [14].
Dla ka\dego parametru perfuzyjnego, za pomocą odpowiedniej metody
matematycznej, zostaje utworzona kolorowa mapa perfuzyjna, która ilustruje przedział
wartości tego współczynnika. Dzięki niej mo\na ocenić miejsce i wielkość zmian
mózgowych.
Ka\dy z parametrów mo\na 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, wyra\ona 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.
22
3.3 Metoda obliczeniowa parametrów pTK Zasada centralnej objętości
Mapy perfuzyjne i wartości parametrów perfuzyjnych, przedstawionych
w poprzednim podrozdziale, zale\ą nie tylko od ilości podanego środka kontrastowego,
ale tak\e od technik obrazowania oraz zastosowanego modelu matematycznego. Algorytm
obliczeniowy powinien jak najdokładniej odzwierciedlić rzeczywistą dystrybucję kontrastu
przez ło\ysko naczyniowe. Obecnie ka\dy 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 \ylnym). Charakter funkcji koncentracji środka cieniującego w tętnicy (artery
input function - AIF) i funkcji koncentracji kontrastu w \yle referencyjnej (venous output
function - VOF) ma istotny wpływ na otrzymane wartości [17,19,25].
Koncentracja środka kontrastowego Ct(t) w przestrzeni wewnątrznaczyniowej
w danej objętości tkanki przedstawiona jest wzorem:
"
Ct (t) = Ca (t) " R(t) = (t -� )R(� )d� , (3. 1)
a
+"C
0
gdzie: Ca(t) funkcja koncentracji środka cieniującego w obszarze tętnicy referencyjnej,
R(t) funkcja IRF.
Postać funkcji koncentracji kontrastu w danym obszarze wewnątrznaczyniowym
zale\y tak\e od poło\enia wewnątrz naczynia, gdy\ jego średnica nie jest stała w całej
swojej długości. Koncentracja będzie zatem maleć od wejścia tętniczego do wyjścia \ylnego.
23
W celu uzyskania danych niezakłóconych, procesowi dekonwolucji poddawana jest funkcja
IRF. Wynikiem jest parametr określający średni czas przejścia (MTT)
"
MTT = R(t)dt. (3. 2)
+"
0
W następnej kolejności wyznaczana jest objętość krwi w danym fragmencie naczynia
krwionośnego (CBV). Poni\ej została przedstawiona ogólna postać wzoru, z którego
mo\na obliczyć wartość CBV:
"
t
+"C (t)dt
0
,
CBV =
"
r
+"C (t)dt
0
(3. 3)
gdzie: Ct(t) funkcja koncentracji środka cieniującego w przestrzeni
wewnątrznaczyniowej,
Cr(t) funkcja koncentracji kontrastu w obszarze referencyjnego naczynia
krwionośnego(w oprogramowaniu wykorzystanym przez autorkę niniejszej pracy,
jest nim naczynie \ylne).
Wzór (3.3) wyra\a stosunek pól powierzchni pod krzywą funkcji koncentracji
w obszarze przestrzeni wewnątrznaczyniowej i \yły referencyjnej. Ka\da z tych krzywych
jest niczym innym jak funkcją zmiany gęstości środka cieniującego w czasie (TDC).
W omawianym modelu zakłada się, \e regionalne sieci naczyń krwionośnych
stanowią całkowicie izolowane objętości. Ka\de naczynie krwionośne posiada własne
wejście tętnicze (VOF) i wyjście \ylne (AIF). Zatem ilość środka kontrastowego,
wprowadzona do naczynia przez tętnicę, nie powinna ulegać zmianie przy jego
opuszczaniu. Z warunku tego wynika zale\ność, która pozwala wyliczyć parametr CBF
.
(3. 4)
W istocie zdarza się, \e ilość wprowadzonego kontrastu ró\ni się od ilości
opuszczającej naczynie. Brak zale\ności między funkcją koncentracji środka cieniującego
na wejściu tętniczym (AIF) i wyjściu \ylnym (VOF) nie pozwala sprawdzić czy objętość
kontrastu jest taka sama zarówno przy jego podaniu jak i opuszczeniu naczyń
24
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),
mo\na przeprowadzić obliczenia dla funkcji zmiany gęstości zakontrastowania
w czasie (TDC) dą\ącej 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 Zale\ność 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 ło\yska naczyniowego. Pewna
ilość kontrastu wraz z krwią przenika do przestrzeni zewnątrznaczyniowej (ryc.8).
25
Ryc. 8. Schemat dystrybucji środka kontrastowego w tkance.
Ct(x,t) koncentracja środka kontrastu wewnątrz naczynia, zale\y od poło\enia wewnątrz
naczynia,
Ca(t) koncentracja środka kontrastu na wejściu tętniczym,
Cv(t)- koncentracja środka kontrastu na wyjściu \ylnym,
Ce(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
R(t) = ERo (t) + (1- E)Ri (t)
, (3. 5)
gdzie: E frakcja kontrastu przenikająca do przestrzeni zewnątrznaczyniowej,
Ri(t) składowa wewnątrznaczyniowa funkcji IRF,
Ro(t) składowa zewnątrznaczyniowa funkcji IRF.
Uwzględniając permanentny efekt recyrkulacji, Cenic przedstawił wzory dla trzech
najwa\niejszych parametrów perfuzyjnych:
" "
Ri (t)dt Ri (t)dt
+" +"
Ri (0)
0 0
MTT = ; CBF = ; CBV = . (3. 6)
Ri (0) 1- E 1- E
Postać frakcji kontrastu przenikającej do przestrzeni zewnątrznaczyniowej zaprezentowali
Crone i Renkin:
PS
CBV
E = 1- e . (3. 7)
Powy\szy wzór pozwala wyliczyć współczynnik przepuszczalność (PS), który najlepiej
charakteryzuje zmiany nowotworowe [18,19].
26
3.4 Środki kontrastowe
Do dokładnego zobrazowania narządów miękkotkankowych i płynów
w organizmie, dla których współczynnik absorpcji promieniowania rentgenowskiego jest
niewielki, nale\y zastosować środki kontrastowe. Są to substancje, które zawierają
pierwiastki chemiczne o wy\szej liczbie atomowej ni\ 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
środkiem kontrastowym będzie widoczny na ekranie komputera w postaci bardzo jasnego
pola. Kolor tej powierzchni będzie odzwierciedlał wartość liniowego współczynnika
osłabienia wyra\onego w jednostkach Hounsfielda. Stosowane w tomografii komputerowej
środki cieniujące podawane są do\ylnie, doustnie i doodbytniczo. W badaniu pTK środek
kontrastowy aplikowany jest do\ylnie za pomocą strzykawki automatycznej [14-17, 28].
W latach siedemdziesiątych, w obrazowaniu ludzkiego mózgu, stosowano
dyfundujący do tkanki stabilny ksenon 133 (133Xe). Znacznik podawany był w formie
inhalacji podczas dynamicznego badania TK. Zmieniał on gęstość krwi w obrębie naczyń
krwionośnych, dzięki czemu mo\na było zobaczyć ró\nice w przepływie płynu w sieci
naczyń krwionośnych. U\ycie specjalistycznego sprzętu, który nie jest dostępny w ka\dej
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 niepo\ądanych skutków ubocznych. Im bardziej
osmolarność kontrastu zbli\ona jest do płynu ustrojowego, tym lepsza jest tolerancja
organizmu. Dla krwi oraz płynu mózgowo-rdzeniowego osmolarność jest równa
27
290 mOsmol/l. Wykorzystywane środki kontrastowe charakteryzują się nieco wy\szą
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 tak\e z jonami wapnia, wpływając na układ sercowo-
naczyniowy. Ze względu na negatywne właściwości fizykochemiczne, zalecane jest
stosowanie nowoczesnych, elektrycznie obojętnych związków niejonowych [28,30].
Środki 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 ró\nymi
organicznymi łańcuchami. Środki cieniujące są związkami rozpuszczalnymi w wodzie,
o naturze jonowej bądz niejonowej. Dzięki właściwościom fizykochemicznym preparaty te
mają ró\ną toksyczność [25,27,28].
W obrazowaniu perfuzji TK mózgowia środek kontrastowy (40 50 ml) podaje się
do\ylnie z du\ą 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 zale\ność pomiędzy stę\eniem 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 mikrokrą\enia. Zakres zastosowania
został znacznie poszerzony od lat 90. XX wieku. Oprócz mózgowia, dla którego metoda była
pierwotnie stworzona, diagnostyką objęto tak\e serce, płuca, wątrobę, prostatę i inne
28
tkanki. W zastosowaniach pozamózgowych ocenia się zaburzenia ukrwienia (np. w sercu)
oraz procesy nowotworowe [16,19].
Jednak\e 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 tak\e 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 bądz zakrzepu. Wczesne rozpoznanie i odpowiednio szybkie leczenie daje szanse
na prze\ycie tkanki nerwowej bądz ograniczenie rozległości strefy niedokrwienia.
Obrazowanie techniką perfuzji tomografii komputerowej umo\liwia ocenę
dystrybucji podanego środka kontrastowego w obrębie mózgowia. Uwidacznia na mapach
perfuzyjnych obszary o zmniejszonym bądz 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 tak\e PS (zwłaszcza w fazie ostrej). Za pomocą
tych parametrów mo\na wyznaczyć obszary zagro\enia zawałem (penumbry) i dokonanego
zawału. Najlepszym odzwierciedleniem upośledzenia są parametry MTT i CBF, które
uwidaczniają strefy zawału i penumbry (strefy półcienia). Natomiast odró\nienie zawału od
penumbry mo\liwe jest na podstawie parametru CBV, którego wartość jest obni\ona
w regionie zawału, a niezmieniona lub nawet podwy\szona w obszarze penumbry [16,31].
Guzy mózgu
Badania pTK pozwalają na ocenę in vivo procesów angiogenezy nowotworowej.
Umo\liwiają nieinwazyjne określanie biologii guzów, rozległości procesu nowotworowego
w obrębie mózgowia oraz ró\nicowanie in vivo między wznową a martwicą popromienną.
Pokazują tak\e ró\nicę między pierwotnymi guzami glejowymi a przerzutami do
29
mózgowia. Są równie\ pomocne w określeniu stopnia złośliwości nowotworów. Złośliwe
guzy glejowe mają z reguły wy\szą perfuzję ni\ glejaki o ni\szym 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, \e jest ona szczególnie
nasilona w nowotworach o du\ej złośliwości [14,33].
30
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 wy\sze
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 obni\enie kontroli nad
zachowaniem. Objawy charakteryzują się ró\nym nasileniem [16,34-39]. Wyró\nia się
otępienie lekkie, gdzie funkcje poznawcze i zaburzenia pamięci nie utrudniają
funkcjonowania chorego; otępienie umiarkowanie, w którym stan pacjenta uniemo\liwia
samodzielne \ycie i wią\e 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 mę\czyzn ni\ u kobiet, a tak\e wśród
ras czarnej i \ółtej ani\eli u białej [16, 36].
Demencje rozpoznaje się na podstawie zaburzeń poznawczych. Ze względu na du\ą
liczbę i ró\norodność 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 równie\ zastosowanie badania obrazowe TK
i MRI, dające informacje o stopniu, lokalizacji i progresji zmian zanikowych mózgu
i mó\d\ku [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 zró\nicowanie nadal stanowi problem kliniczny. Autorka pracy
wymieniła i scharakteryzowała tylko dwie z grona wielu chorób otępiennych, ze względu
na profil badanych pacjentów.
31
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, \e choroba Alzheimera ma zło\oną etiopatogenezie. Głównymi czynnikami ryzyka
są: wiek, czynniki genetyczne, a tak\e w niektórych populacjach izoforma genu E4, genu
apolipoproteiny E (ApoE) [16,34-36,39]. W początkowym stadium choroby mają wpływ
równie\ czynniki środowiskowe i choroby współistniejące (np. choroby układu krą\enia)
[16,36]. Szczególnej dyskusji podlega czynnik, jakim jest poziom wykształcenia. Ustalono,
\e im więcej lat nauki, tym pózniej 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 zało\eniem,
które zdobyło grono zwolenników jest hipoteza naczyniowa. Zgodnie z nią zmiany
degeneracyjne w tej chorobie wywołane są hipoperfuzją mózgu. Jednak\e \adne 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.
32
Ryc. 9. Graficzne porównanie zdrowego mózgu (po lewej) z mózgiem pacjenta z chorobą Alzheimera
[54].
4.2 Aagodne zaburzenie poznawcze (Mild Cognitive Impairment MCI)
Aagodne zaburzenie poznawcze określa się jako zespół objawów klinicznych,
będący stanem przejściowym między prawidłowo starzejącym się mózgiem a otępieniem
[36]. W zale\ności od obrazu klinicznego mo\na wyró\nić 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, obni\enie
koncentracji. W zakresie czynności codziennych pacjent funkcjonuje w sposób nienaganny,
choć z ograniczoną aktywnością procesów zło\onych (planowanie, analizowanie) [41,42].
Poniewa\ stan ten mo\e ulec konwersji do chorób otepiennych, wysiłki badaczy
skierowane są na jego wczesne rozpoznanie oraz wdro\enie leczenia, które mogłoby
zapobiec zmianom.
33
5. Część doświadczalna
5.1 Materiał badawczy
Badaniem objęto 44 pacjentów (31 kobiety i 13 mę\czyzn) 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
poni\ej 50 roku \ycia oraz powy\ej 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.
22
20
18
16
14
< 50 lat
50-59 lat
12
60-69 lat
10
70-79 lat
80-89 lat
8
6
4
2
0
wszyscy AD MCI
Ryc. 10. Rozkład liczbowy wieku w poszczególnych grupach pacjentów z AD i MCI oraz w całej grupie
badanej.
34
liczba obserwacji
W badaniu uczestniczyło 44 pacjentów: 27 w grupie AD i 17 w grupie MCI.
Zarówno w grupie chorych na AD jak i MCI przewa\ały kobiety było 31 pacjentek,
co stanowiło 70,45% wszystkich badanych, oraz 13 mę\czyzn (29,55%) (ryc.11). Grupa
badanych z AD liczyła 19 kobiet (43,18% w stosunku do ogółu chorych) i 8 mę\czyzn
(18,18% wszystkich pacjentów). Natomiast wśród chorych z łagodnym zaburzeniem
funkcji poznawczym było 12 kobiet (27,27% w stosunku do wszystkich pacjentów)
i 5 mę\czyzn (11,36%). Obie grupy pod względem liczby kobiet i mę\czyzn były bardzo
zbli\one.
Ryc. 11 Rozkład liczbowy kobiet i mę\czyzn 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, u\ywania 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
35
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 mo\na przedstawić
w stopniach: 0- \adne, 0,5- wątpliwe, 1- łagodne, 2- umiarkowane, 3- powa\ne [60].
W grupie osób z chorobą Alzheimera najliczniejszym poziomem otępienia jest CDR = 2.
Natomiast w grupie pacjentów z MCI przewa\ają osoby z zaburzeniem wątpliwym,
CDR = 0,5. (ryc.13).
36
12
10
8
0,5
1
6
2
3
4
2
0
AD MCI
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 wyra\eniu zgody
i podpisaniu odpowiedniego kwestionariusza. Ze względu na konieczność podania
jodowego środka kontrastowego do\ylnie, ka\dy z pacjentów zgłaszała się do badania na
czczo.
W pierwszej kolejności wykonywany był skan pilotowy, słu\ący do zaplanowania
badania (ryc.13). Podczas ekspozycji pacjent le\ał nieruchomo na stole z głową
37
liczba obserwacji
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 nale\y unikać kontaktu z wiązką promieniowania
rentgenowskiego soczewek ocznych, gdy\ są one bardzo wra\liwe na promieniowanie.
Drugim warunkiem jest umiejscowienie w czaszce struktury mózgowej. Płaszczyzny skanu
struktur mózgowych powinny być równoległe do podstawy czaszki, dlatego te\ wybiera się
za linie odniesienia linie nadoczodołowo-uszną. Równocześnie ogranicza się badanie
w wy\szych warstwach ze względu na artefakty pochodzące od struktur kostnych.
Ryc. 14 Skan pilotowy (topograficzny) z zaznaczoną linią nadoczodołowo-uszną (\ółta)
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 tak\e nasilenie oraz
lokalizację zaniku mózgowia, charakterystycznego w chorobach otępiennych. Badanie
w obrazowaniu TK głowy było prowadzone przy parametrach technicznych lampy
zamieszczonych w tabeli 1.
38
Tabela 1. Parametry techniczne akwizycji danych podczas standardowego badania tomograficznego
głowy
Napięcie na lampie 120kV
Natę\enie prądu w lampie 335mA
Czas skanowania 50s
Następnie był podawany do\ylnie środek kontrastowy Ultravist (stę\enie
370mgl/ml) za pomocą strzykawki automatycznej Stellant firmy Medrad. Ultravist
(C18H24I3N3O) jest niejonowym jodowym środkiem cieniującym zawierającym iopromide
ml
jako składnik aktywny. Podawano 50 ml kontrastu przy szybkości przepływu 4 . Czas
s
aplikacji wynosił 10s.
Po opóznieniu 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
obrót
1 . Czas rotacji lampy wynosił 1s. Otrzymano w ten sposób 712 obrazów, które
s
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
Natę\enie prądu w lampie 200mA
Czas skanowania 45s
Opóznienie 5s
Objętość: 50ml
ml
Środek kontrastowy
Szybkość przepływu: 4
s
39
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 ka\dym razem wskazywał
szerokość okna 0-120 HU. Wartości powy\ej 0 HU przypisywane były powietrzu
znajdującemu się w przegrodach nosowych lub tłuszczu, natomiast powy\ej 120 HU
odpowiadały kościom i zwapnieniom.
W kolejnym etapie wyznaczono dwa naczynia referencyjne: tętnicę i \yłę (ryc.15).
W tym celu wybrano skan, na którym najlepiej była widoczna zakontrastowana tętnica
i \yła. 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
\ylnego przeprowadzono w ten sam sposób jak w przypadku tętnicy referencyjnej. Według
opinii wielu naukowców, prawidłowo wybrane naczynia referencyjne powinny
charakteryzować się du\ą 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 wy\szym piku funkcji TDC \yły w stosunku do funkcji
TDC tętnicy. Gładkość wykresu odzwierciedlało prawidłowy pierwszy przepływ środka
kontrastowego w wybranych naczyniach referencyjnych. Ró\nica w wysokości pików
krzywych związana jest z budową naczyń [21,22].
40
Ryc.15 Wybrany poziom mózgu z zaznaczonymi
Ryc.16 Krzywe zmiany gęstości krwi w czasie
naczyniami referencyjnymi,
skanowania wybranych naczyń
fioletowy tętnica okołospoidłowa, Referencyjnych,
zielony zatoka \ylna strzałkowa górna.
fioletowy tętnica okołospoidłowa,
zielony zatoka \ylna 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
41
Na gotowych mapach wyznaczono 8 obszarów zainteresowania, wyłącznie w istocie szarej
mózgu (tabela 3).
Tabela 3 Podstawowe obszary zainteresowania (ROI) analizowane w badaniu.
Stosowany skrót
Nr ROI Obszar mózgu
P CZ P
1 Obszar czołowy prawy
P CZ L
2 Obszar czołowy lewy
P SK-CIEM P
3 Obszar skroniowo-ciemieniowy prawy
4 Obszar skroniowo-ciemieniowy lewy L SK-CIEM L
ZO P
5 Zakręt obręczy strony prawej
ZO L
6 Zakręt obręczy strony lewej
7 Wzgórze prawe WZG P
WZG L
8 Wzgórze lewe
Wykreślanie ROI w płatach czołowych i skroniowo-ciemieniowych polegało
na dokładnym obrysowaniu warstwy korowej. Charakteryzowały się one zatem
nieregularnym kształtem, jednak\e odpowiadające sobie obszary w obu półkulach nie
ró\niły się istotnie wielkością. Z kolei w obszarze wzgórz i zakrętu obręczy ROI były
okrągłe lub owalne o zbli\onej wielkości w obu półkulach. Na rycinach 17-22
przedstawiono obrazy i mapy perfuzyjne z zaznaczonymi obszarami zainteresowania,
wymienionymi w tabeli 3.
42
Ryc. 18 (po lewej) Obraz perfuzyjny przedstawiony
w skali poziomów szarości z zaznaczonymi zakrętami
obręczy w prawej i lewej półkuli
Ryc. 19 (poni\ej) Mapy perfuzyjne parametrów
CBF, CBV, MTT z zaznaczonymi zakrętami obręczy
w obu półkulach mózgowych i ich wartościami
43
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 (poni\ej) Mapy perfuzyjne parametrów CBF,
CBV, MTT z zaznaczonymi obszarami płatów
czołowych i skroniowo-ciemieniowych w obu
półkulach mózgowych i ich wartościami
44
Ryc. 22 (po lewej stronie) Obraz perfuzyjny w skali
poziomów szarości
z zaznaczonymi obszarami wzgórz w prawej i lewej
półkuli
Ryc. 23 (poni\ej) Mapy perfuzyjne parametrów
CBF, CBV, MTT
z zaznaczonymi obszarami wzgórz w obu półkulach
mózgowych i ich wartościami
45
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 ró\nice między grupami na podstawie wyników
z próby, przeprowadzono testowanie hipotez statystycznych. Do celu weryfikacyjnych
zawsze była brana hipoteza zerowa (H0) nazywana hipotezą sprawdzającą, która zakłada,
\e ró\nica między analizowanymi parametrami, wynosi zero
(6. 1)
H :�1 = � .
0 2
Hipoteza alternatywna (H1) to hipoteza przeciwstawna do weryfikowanej, którą mo\na
przyjąć, gdy odrzucona została H0
H1 :�1 `" �2 ,
H1 :�1 < �2 , (6. 2)
H1 :�1 > �2.
We wszystkich testach statystycznych przyjęto poziom istotności ą równy 0,05.
W analizie statystycznej w określeniu ró\nic 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, słu\ącym 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 niezale\ne statystycznie. Test ten stosuje
się w przypadku, gdy zmienne nie spełniają zało\eń testu t-Studenta.
Test U Manna-Whitneya polega na rangowaniu wyników zmiennej niezale\nej
(od najmniejszej do największej) w badanych grupach, a następnie grupy są ze sobą
porównywane. Sposób rangownia zale\y od hipotezy alternatywnej (H1). Dla liczebności
prób mniejszych od 20, wartością funkcji testu jest wielkość U (wzór 6.3).
46
n2 (n2 +1) n1(n1 +1)
U = n1n2 + - R2 , U = n1n2 + - R1 , (6. 3)
1 2
2 2
gdzie: n1 liczebność pierwszej grupy,
n2 liczebność drugiej grupy,
R1 suma rang pierwszej grupy,
R2 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 przybli\enia
normalnego rozkładu U. Obliczana jest statystyka standaryzowana Z, zgodnie ze wzorem
(6.4):
U - n1n2 2
Z = , (6. 4)
n1n2 (n1 + n2 +1) 12
gdzie: U wartość funkcji testu Manna-Whitneya,
n1 liczba zmiennych w grupie 1,
n2 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. Poniewa\ 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.
47
Tabela 4 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBF grupy z chorobą
Alzheimera (AD), N = 27; [CBF]=ml/100g/min
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze Wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa lewa
43,68 47,00 37,42 36,99 39,13 45,89 52,28 51,62
x
Me 44,26 44,33 36,87 37,46 37,20 44,76 45,22 46,85
S(x)
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
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa 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
S(x)
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.
48
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 H0 :�1 = �2 , wartości parametru CBF w grupach pacjentów z AD
i MCI są równe.
2. Hipoteza alternatywna H1 :�1 `" �2 wartości parametru CBF są istotnie ró\ne między
grupami AD i MCI.
Wyniki analiz przedstawiono w tabeli 6.
49
Tabela 6. Porównanie wartości średnich parametru CBF w ró\nych 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
0,052
1,940
Wzgórze prawe
1,024 0,306
Wzgórze lewe 0,329
0,979
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 ró\nic 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, ró\nią 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 te\ mo\na wnioskować
o małym skupieniu wokół średniej w obu grupach.
Analiza statystyczna wykonana testem nieparametrycznym U Manna Whitneya
nie wykazała istotnych ró\nic parametru CBF między grupami. W \adnym rejonie
prawdopodobieństwo błędu związanego z przyjęciem hipotezy o istnieniu ró\nicy między
grupami nie było mniejsze ni\ zakładany poziom istotności 0,05. Z kolei
prawdopodobieństwem mniejszym od poziomu 0,1 charakteryzowały się oba płaty czołowe,
50
zakręt obręczy i płat skroniowo-ciemieniowy prawy, wskazując na ró\nice w tych obszarach
pomiędzy grupami chorych.
Największe podobieństwo (p = 0,99) widnieje w obszarze lewego płata skroniowo-
ciemieniowego, sugerując brak ró\nicy 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. Poniewa\ 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
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa lewa
2,14 2,21 1,69 1,61 1,85 2,04 2,44 2,30
x
2,09 2,16 1,64 1,60 1,82 2,08 2,36 2,19
Me
S(x)
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.
51
Tabela 8 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru CBV grupy z łagodnymi
zaburzeniami funkcji poznawczych (MCI), N = 17; [CBV]=ml/100g
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa lewa
2,16 2,22 1,80 1,76 1,93 1,91 2,58 2,56
x
2,15 2,22 1,82 1,78 1,94 1,85 2,44 2,61
Me
S(x)
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
52
Na podstawie uzyskanych wyników zanalizowano dwie hipotezy:
1. Hipoteza zerowa H0 :�1 = �2 , wartości parametru CBV w grupach pacjentów z AD
i MCI są równe;
2. Hipoteza alternatywna H1 :�1 `" �2 , wartości parametru CBV są istotnie ró\ne
pomiędzy grupami.
Wyniki analizy przedstawiono w tabeli 9.
Tabela 9. Porównanie wartości średnich parametru CBV w ró\nych 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
0,069
1,820
Wzgórze prawe
0,494 0,621
Wzgórze lewe 0,923
0,096
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 ró\nic 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, ró\nią się między
grupami. Większe wartości parametru CBV prezentuje grupa pacjentów z chorobą
53
Alzheimera. Porównywalne są natomiast odchylenia standardowe. Wykazują takie same
skupienie zmiennych wokół średnich.
Analiza statystyczna wykazała znamiennie istotną ró\nicę 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 ró\nic pomiędzy obiema grupami pacjentów.
Autorka zwróciła uwagę na wartość prawdopodobieństwa wyliczonego w zakręcie
obręczy strony lewej. Jego wartość jest poni\ej granicznego poziomu równego 0,1.
Równie\ mo\e 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. Poniewa\ 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
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa lewa
3,75 3,55 3,96 3,85 4,51 4,13 3,98 3,72
x
3,44 3,54 3,98 3,82 4,06 3,98 3,90 3,67
Me
S(x)
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.
54
Tabela 11 Wyniki obliczeń podstawowych statystyk opisowych parametru MTT grupy z łagodnymi
zaburzeniami funkcji poznawczych (MCI), N = 17; [MTT] = s
obszar obszar zakręt zakręt
obszar obszar
wzgórze wzgórze skroniowo- skroniowo- obręczy obręczy
czołowy czołowy
prawe lewe ciemieniowy ciemieniowy strona strona
prawy lewy
prawy lewy prawa lewa
3,51 3,29 3,54 3,44 3,90 3,74 3,67 3,73
x
3,37 3,25 3,53 3,37 3,92 3,66 3,59 3,50
Me
S(x)
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
55
Na podstawie uzyskanych wyników zanalizowano dwie hipotezy:
1. Hipoteza zerowa H0 :�1 = �2 , wartości parametru MTT w grupach pacjentów z AD
i MCI są równe;
2. Hipoteza alternatywna H1 :�1 `" �2 , wartości parametru MTT istotnie ró\ne pomiędzy
grupami.
Wyniki analiz przedstawiono w tabeli 12.
Tabela 12. Porównanie średnich wartości parametru MTT w ró\nych 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 0,210
1,254
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 ró\nic między grupami,
* - wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności
p < 0,05,
wykazana istotność statystyczna przy granicznej wartości poziomu istotności
p < 0,1.
56
Wartości miar poło\enia, reprezentowane przez średnie arytmetyczne i mediany
parametru MTT w badanych grupach poszczególnych obszarów mózgowych, są zbli\one
między grupami dla danych obszarów zainteresowania. Jednak\e wartości średnie
parametru MTT są obarczone znacznie większym odchyleniem standardowym w grupie
chorych z AD ni\ 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 ró\nic przy
przyjętym poziomie istotności 0,05. Jednak\e w płacie skroniowo-ciemieniowym prawym
oraz w obu płatach czołowych prawdopodobieństwa są mniejsze od poziomu 0,1. Mo\na
więc przypuszczać o ró\nicy między średnim czasem przejścia krwi przez naczynia
krwionośne w tych rejonach pomiędzy pacjentami z AD i MCI.
57
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 ró\nicowania chorób
otępiennych w okresie niemym klinicznie oraz metod farmakoterapii, pozwalających
zatrzymać bądz opóznić 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 mo\liwości 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 ró\nicowaniu rodzaju chorób otępiennych [16].
W ostatnich latach szczególnie du\o uwagi poświęca się badaniom nad
mo\liwością określenia momentu konwersji łagodnych zaburzeń poznawczych do
pełnoobjawowej choroby Alzheimera, a tak\e próbom jej powstrzymania. MCI jest grupą
niejednorodną. W zale\ności od przyczyny, choroba mo\e rozwinąć się do
pełnoobjawowego otępienia, proces rozwoju mo\e ustąpić na dłu\szy czas, lub stan
pacjenta mo\e ulec znacznej poprawie. Jednak\e 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 te\ autorka niniejszej pracy zainteresowała się zagadnieniem, czy
dzięki temu badaniu mo\liwe jest zró\nicowanie 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 wy\szą
dawkę promieniowania ni\ w standardowym badaniu TK oraz konieczność podania środka
58
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 uwa\ano, \e 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 ró\norodne. Dochodzi przede
wszystkim do zaburzeń angiogenezy, degeneracji drobnych naczyń, zmian mia\d\ycowych
i nieprawidłowego funkcjonowania bariery krew-mózg (blood-brain barier- BBB),
powodującego degenerację komórek budujących naczynia krwionośne. W konsekwencji
wszystkie wymienione mechanizmy prowadzą do obni\enia przepływu krwi w mózgu
hipoperfuzji [45,47].
Wyniki dotychczasowych badań pacjentów z otępieniem z wykorzystaniem metod
czynnościowych są nadal niejednoznaczne. Rezultaty prezentowane przez ró\nych
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 ró\nymi
stadiami MCI z grupą AD, we wszystkich przypadkach wykazali du\ą 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 ni\ 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
59
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, \e 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 du\a
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 ró\nic w obrębie obszaru skroniowo-ciemieniowego
[53,55].
Bazując na wynikach przedstawionych artykułów, autorka niniejszej pracy wybrała
8 obszarów mózgowych po 4 dla ka\dej 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 ró\nicę w średniej objętości krwi w naczyniach krwionośnych (parametr
CBV) w obszarze lewego płata czołowego istoty szarej, w postaci ró\nych wartości tego
parametru, u pacjentów z AD (p = 0,031) w porównaniu z grupą MCI. Uzyskano równie\
ró\nice w wartościach parametrów CBF i MTT, choć nie było to ró\nicowanie istotne
statystycznie (p = 0,076; p = 0,096). Zauwa\ono tak\e zmniejszenie perfuzji (CBF, CBV)
i wydłu\enie 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. Równie\ trudno odnieść je do wyników z badań
przeprowadzonych za pomocą metod SPECT i PET. W wielu obszarach prawdopodobieństwo
60
było mniejsze ni\ poziom istotności 0,1. Mo\na jedynie sugerować, \e są pewne ró\nice
w obszarach istoty szarej płatów czołowych i skroniowo-ciemieniowych oraz zakręcie obręczy.
Niewykluczone, i\ otrzymane wyniki mogą dać wiele wskazówek dla dalszych badań.
Autorka przypuszcza, \e brak podobieństwa wyników perfuzji TK w porównaniu
z wynikami uzyskanymi innymi metodami, mo\e być związane jest z warunkami
anatomicznymi. Nale\y brać przede wszystkim pod uwagę bliskie sąsiedztwo nawet
du\ych naczyń krwionośnych, które wchodzą w obszar ROI, powodując zafałszowanie
wyników pomiarów. Brak oprogramowania, które pozwoliłoby usunąć większe naczynia
z map perfuzyjnych, ogranicza mo\liwości obiektywnego ocenienia mikrokrą\enia
mózgowego. Wartości parametrów perfuzyjnych zale\ą du\ej mierze od rzutu serca,
lepkości krwi, ciśnienia tętniczego. Wielkości te równie\ mogą doprowadzić do zafałszo-
wania wyników badań.
Wnioski
1. Metoda perfuzji tomografii komputerowej nie umo\liwia rozpoznania
i ró\nicowania pacjentów z chorobą Alzheimera i łagodnym zaburzeniem funkcji
poznawczych, dlatego te\ nie jest to metoda przydatna w diagnostyce ró\nicowej
obu chorób.
2. Otrzymane wyniki nie potwierdzają wyników badań za pomocą innych technik
diagnozowowych. Wykazana statystyczna ró\nica 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.
61
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 mo\liwości
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 ró\nicowaniu 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 mę\czyzn), natomiast grupa z MCI 17 (12 kobiet,
5 mę\czyzn).
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 równie\ ró\nice w wartościach parametrów perfuzyjnych (CBF, CBV,
MTT), choć nie było to ró\nicowanie istotne statystycznie (0,05 < p < 0,1) w obszarze
62
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.
63
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.
64
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] Aobodzie 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;
65
[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 ró\nicowaniu 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] Śmietański 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;
66
[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
środków 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;
67
[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 Aagodnych
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. Aagodne 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-Junqu� G, Boada M, Mart�nez-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;
68
[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.
69
[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.
70
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 ró\nych 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 ró\nych 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 ró\nych obszarach mózgu
pomiędzy grupami pacjentów z AD i MCI.
71
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. Zale\ność 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 mę\czyzn 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;
72
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.
73
74

Wyszukiwarka

Podobne podstrony:
Tomografia komputerowa(1)
Trudności diagnostyczne otępienia czołowego
Diagnostyka Sieci Komputerowe
Narzędzia diagnostyczne do komputera
R75 Diagnostyka komputera pokładowego PL
Ćw 6 ZASTOSOWANIE STEROWNIKA PLC W KOMPUTEROWYCH SYSTEMACH POMIAROWO DIAGNOSTYCZNYCH
Ćw 6 ZASTOSOWANIE STEROWNIKA PLC W KOMPUTEROWYCH SYSTEMACH POMIAROWO DIAGNOSTYCZNYCH
Diagnostyka
Sieci komputerowe wyklady dr Furtak
Informacja komputerowa
AUTO TRANS DIAGNOSIS AG4
ANALIZA KOMPUTEROWA SYSTEMÓW POMIAROWYCH — MSE
Debugowanie NET Zaawansowane techniki diagnostyczne?bnet
Sciaga pl Podział drukarek komputerowych

więcej podobnych podstron