Képalkotó diagnosztikai eljárások
Krasznai Zoltán DEOEC Biofizikai és Sejtbiológiai Intézete
Komputer tomográfia (CT) Gamma kamera Fotonemissziós komputer tomográfia (SPECT) Pozitron emissziós tomográfia (PET)
Komputer tomográfia (CT) A komputer tomográfia olyan képalkotó diagnosztikai módszer amely a vizsgált test hossztengelyére merőleges síkban egy meghatározott szeletről ad képet
Az a, b és c négyzetet y egyenesre vonatkoztatott vetülete alapján nem lehet elkülöníteni egymástól.
Ha figyelembe vesszük az x egyenesre vonatkoztatott vetületet, akkor a c négyzetet már egyértelműen le tudjuk rajzolni, az a és b négyzet viszont még mindig egyformának tűnik.
A denzitásmátrix modellezése
sugárforrás
detektor
Az I0 röntgensugár gyengülését x távolságon az Ix = I0e-μx egyenlettel írhatjuk le. Az IA-D intenzitások az alábbiakkal egyenlők:
IA = I0e-(D1+D2)
IB = I0e-(D3+D4)
IC = I0e-(D2+D4)
ID = I0e-(D1+D3)
ahol Dk = μx A fenti egyenletekben négy ismeretlen van (D1,D2,D3 és D4 azonban bármelyik három egyenlet meghatározza a negyediket. Ezért szükség van egy új irányból való vizsgálatra! Az egyenletrendszer így már megoldható.
A jó felbontás érdekében az elemi kockák “voxelek” méretét a lehető legkisebbre kell megválasztani. A test körül elforduló sugárforrás és detektor által rögzített minden egyes Ik intenzitás esetében kiszámítják mely elemi voxelek kerültek az adott sugár utjába. Ezt “visszavetítésnek”, vagy “back projection-nek” hívjuk.
Ezután egy jó közelítést adó módszerrel az un. Fourier transzformációval rekonstruálható a denzitásmátrix.
Ik = I0e- μl ahol I0 a testbe belépő intenzitás, l a röntgensugár által a testben megtett út, μ pedig az erre a távolságra értelmezett átlagos gyengítési együttható. μ=(∑μiΔl)/n = ∑Di/n, ahol n a sugár útjába eső pixelek száma.
A CT-ben használt energia tartományban 120-140 kV csőfeszültség, a röntgensugárzás jó része Compton-szórással kisebb részben (15%) fotoeffektussal gyengül. Párképződés ebben az energia tartományban nem jöhet létre. Valamely voxel sugárgyengítése adódik:
két komponensből
μx = τx + σx ahol
τ = az abszorpciós koefficiens σ = a szóródási koefficiens
Mindkét koefficiens további tényezőkre bontható
μx = p ρx Zneff,x + s ρx (Z/A)eff,x ρ Z Zeff,x n s A
= a sűrűség = a rendszám = az ún. Effektív rendszám. A molekulákat alkotó elemek rendszámának az összetételét tükröző súlyozott átlag = exponenciális kitevő ( kb. 3) = az adott csőfeszültség melletti szóródási konstans = tömegszám
A sugárgyengítési együttható függése az anyag rendszámától és tömegszámától Elem H C N O Ca Fe I Ba
Z 1 6 7 8 20 26 53 56
A 1 12 14 16 40 56 127 138
Z3 1 216 343 512 8 000 17 576 148 877 178 616
Z/A 1 0.5 0.5 0.5 0.5 0.46 0.42 0.41
A Ba- és a I-atomok, mivel rendszámuk harmadik hatványa igen nagy a sugárgyengítést az abszorpció irányába tolják el! A szervezetbe juttatott kontraszt anyagok a voxelek sugárgyengítési együtthatóját szelektív módon befolyásolják. A leggyakrabban alkalmazott kontrasztanyag a különböző szerves molekulákhoz kapcsolt jód. CT angiográfia (CTA) Renotrop és hepatotrop kontrasztanyagok. Dinamikus CT vizsgálatok.
A CT-ben a denzitásértékeket HOUNSFIELD értékben (HU) mérik. A levegő és a víz gyengítése HU-ban mérve állandó érték (-1000 HU, ill. 0 HU) Néhány szövet standard denzitásértéke HU egységekben: Szövet/szerv
HU érték
Tömör csont
250 - 1000 között
Szivacsos csont
130 - 100 között
Máj
65 ± 5
vese
30 ± 10
plazma
27 ± 2
tüdő
-500 -800 között
Különböző generációs CT készülékek felépítési sémája a
detektor
sugárforrás
b
detektor
sugárforrás
c detektor
sugárforrás
d
d detektor
wolfrámgyűrű
elektonnyaláb eltérítő tekercs
eltérítő tekercs
elektonnyaláb wolfrámgyűrű
A CT fejlődési irányai: A rtg-cső gyorsabb mozgatása Megnövelt detektorszám Csökkentett detektorbemenet
1 mm vastag szeletek
3 dimenziós másodlagos képrekonstrukció Görbe vonalú másodlagos képrekonstrukció un. Janus projekció (a digitális kép számadataiból előállított adatok)
Spirál CT – Dynamic Volume Scanning, DVS Folyamatosan mozgó rtg cső és asztal révén helikális (spirális) lefutásban 16-30 mp alatt egy nagyobb testhenger összes voxeljének denzitásértéke meghatározható. Ez a módszer igen jó 3 dimenziós másodlagos képalkotást eredményez, ami görbevonalú másodlagos képalkotással társítva, egyetlen lassan beadott kontrasztanyaggal CT-angiográfiát tesz lehetővé.
Egészséges emberi agyról és agyvérzést követően készült CT felvételek
Gamma-kamera Gamma kamerával az emberi testbe bevitt radiofarmakonok bomlását kísérő gamma sugárzás kétdimenziós vetületét lehet detektálni.
A gamma-szintillációs vizsgálatok elve
A szcintillációs kristály és a hozzá csatolt fotoelektron sokszorozók felülnézetben
A szcintillációs gamma kamera egységei és azok kapcsolata Mátrix áramkör
Differenciál diszkriminátor
ADC
ADC
SPECT felvétel készítés testkontúr menti pályán
testkontúr menti pálya
Anatómiai vs. funkcionális képalkotás • Morfológiai képalkotó módszerek: UH, CT, MRI – A szövetek eltérő fizikai tulajdonságai alapján differenciálnak
• Funkcionális képalkotó módszerek: fMRI, SPECT, PET – Szöveti biokémiát/vérátfolyást jelenítenek meg
Pozitron Emissziós Tomográfia PET A PET olyan képalkotó eljárás, amellyel a szervezetbe juttatott pozitront emittáló izotóppal jelölt jelzőmolekula eloszlását lehet vizsgálni
A diagnosztika elve • Pozitron-bomló izotóppal jelölt biológiailag aktív molekulák (tracerek) bejuttatása. • Várakozás a szervezeten belüli egyensúlyi eloszlás kialakulásáig. • A tracer egyensúlyi eloszlásának detektálása a PET-kamera segítségével. • A tapasztalt eloszlás alapján pathológiás folyamatok felismerése / lokalizálása.
Normal cell
Tumour cell
Glucose-6phosphatase FDG
FDG-6-P
FDG
FDG Hexokinase
Glucose
Glucose
FDG
Hexokinase
Glycolyzis G6P
Glucose-6phosphatase
Glucose-6phosphatase FDG-6-P
Glycolyses Glucose
Glucose
G6P Glucose-6phosphatase
Pozitron-elektron annihiláció annihilációs foton elektron/pozitron annihiláció
annihilációs foton
γ bomlás pozitron emisszióval
β− β+
γ
lendület megmaradás előtte: nyugalmi állapot; a rendszer momentuma ~ 0 utána: két foton keletkezik; egyforma energiájúak és ellentétes irányban távoznak
energia megmaradás előtte: két elektron, mindkettő nyugalmi tömege 511keV-al ekvivalens utána: két foton, energiájuk 511keV.
A PET-vizsgálat folyamata
pozitron emittáló izotóp előállítása (ciklotron)
radiofarmakonszintézis (radiokémia)
radiofarmakon injektálása adatgyűjtés
képrekonstrukció
adatfeldolgozás
interpretálás
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Képrekonstrukció
A PET-módszer jellemzői • nagy érzékenység • megfelelő térbeli felbontóképesség • az alkalmazott radiofarmakonra jellemző szelektivitás • kis sugárterhelés • időigény • költség
A leggyakrabban alkalmazott radiofarmakonok •
18FDG
– képalkotás a glükóz-metabolizmus alapján – high-grade tumorok és benignus elváltozások elkülönítése – akut / spec. gyulladások és daganatok nem differenciálhatók • [11C]-metionin – képalkotés aminósav anyagcsere alapján – a daganat-sejtek intenzív aminosav-felvétele segít a gyulladások és tumorok megkülönböztetésében
Input
Quantification of FDG uptake
Output
Activity
Blood
Tissue
time
time
Compartment analysis (nonlinear regression)
Biocemical parameters
A debreceni PET-kamera
www.pet.dote.hu
Regisztráció eredménye: anatómiailag ekvivalens metszetek • résztérfogat-hatás korrekció • képfúzió
CT
FDG-PET
Képfúzió: a különböző infomációtartalmú képek együttes megjelenitése
3D sugárterápia tervezés a képfúziós-technika alkalmazásával
Epipharynx-daganatok vizsgálata
Egésztest CT/FDG-PET
Low-grade astrocytoma
FDG
METHIONINE
Low-grade recurrent glioma (FDG)
Low-grade recurrent glioma (MET)
Recurrent colorectal cc. & metastases
Malignant melanoma
Before chemotherapy After chemotherapy
Search for unknown tumour No. 1 Metastatic lymph node on the right side of the neck
CT
[11C]Methionine-PET
CT-PET image fusion
