Morfológiai képalkotó eljárások CT, MRI, PET
Kupi Tünde 2009. 12. 03.
• Röntgen 19. sz. vége: Röntgen abszorbciós mechanizmusok: - Fotoelektromos hatás - Compton-szórás - Párkeltés
Kép: Röntgenabszorbancia DE!
szummációs kép
1
CT Történelem 1972 Godfrey Hounsfield
Allan Cormack
1979 Orvostudományi Nobel-díj
„Siretom” fej szkenner (1974)
CT alapelvek
128x128 felvétel a Siretom készülékkel (1975)
I; egy kiválasztott réteget különböző irányokból fókuszált röntgennyalábbal besugárzunk (a detektor a sugárforrással együtt mozog) II; az egymástól független mérésekből kapott képpontok száma lehetővé teszi a választott réteg fizikai paramétereinek megjelenítését. III; Miután elég információt gyűjtöttünk a különböző rétegekről egy 3D-s képrekonstrukcióval lehet a kívánt területet megjeleníteni.
2
Mért érték: Intenzitás
I = Ioe− μΔx Δx: a legkisebb rétegvastagság, amit még mérni lehet (a röntgennyaláb keresztmetszetétől függ)
Számolt érték: denzitás, attenuációs együttható (sugárgyengítési) Attenuációs együttható:
μ =
1 I ln o Δx I
Io 1 μ= ln Δx I Az abszorbció mértékét adja meg állandó rétegvastagságnál.
3
Az intenzitás értékek mérése egy voxel-ben
μ11 μ12 μ13
Voxel (térfogat egység) Volume + pixel μm=
μij
i-ik sor
j-ik oszlop
Denzitásmátrix ⎡ μ11 μ = ⎢⎢ μ 21 ⎢⎣ μ31
μ12 μ 22 μ32
μ13 ⎤ μ 23 ⎥⎥ μ33 ⎥⎦
Képmátrix ⎡b11 b12 B = ⎢b21 b22 ⎢ ⎢⎣b31 b32
b13 ⎤ b23 ⎥ ⎥ b33 ⎥⎦
Rtg. sugár
Különböző denzitásértékek
Szummációs kép
4
Hounsfield-skála μ − μw
NCT = 1000
μw
NCT/HU: Hounsfieldegység (szövetsűrűség egysége a ct-képeken)
µ: voxel attenuációs együtthatója µw: víz attenuációs együtthatója
3000
csont
≈
hasnyálmirigy
60
vér
vese
lép
máj
tumor
szív belek
40
húgyhólyag
0 -100
mellékvese emlő
-200 ≈ -900 -1000
zsír levegő
tüdő
Pásztázás I
I. generáció Egy mozgó forrás Egy mozgó detektor
II. generáció Egy mozgó forrás Keskeny legyező alakú nyaláb Több mozgó detektor
Transzlációs-rotációs detektálás
5
Pásztázás II
III-IV. generáció Egy mozgó forrás Széles legyező alakú nyaláb Sok, körkörösen elhelyezett detektor
nyitott mérőüreg
mérőüreg
Az első CT : Hounsfield 1969
eljárás: pencil beam (egy-egy tűsugár) elv: transzlációs-rotációs Detektor: 1 db Sugárforrás: Amerícium 95 Felvétel ideje: 9 nap (képrekonstrukció: 2,5 h; Computer EMI)
6
Új CT fejlesztések, irányzatok
Spirális CT
Virtuális endoszkópia
Angiográfia 3D rekonstrukció
MRI Magnetic Resonance Imaging
7
Magspinnel rendelkező magok: elemi mágnesek
Mágneses momentum:
μ i = γL γ=giromágneses hányados L=magspin
Mágneses tér hiányában: elemi mágnesek orientációja random
Mágneses térben: elemi mágnesek orientálódnak B0
paralel
antiparalel
8
Mágneses té térben a spinek a má mágneses té térerő rerőssé sség-vektor (H) irá precesszió iránya kö körül forognak precessziós mozgá mozgás B0
M
Precessziós vagy Larmor- frekvencia:
ω 0 = γB0 B = μ0 ⋅ H
Zeeman-felhasadás: • Mágneses térben az energiaszintek felhasadnak: B0
parallel
E
E
E2
ΔE
hν
E1 antiparallel
B0
B
ΔΕ = hν ~B Miné Minél erő erősebb a má mágneses té tér, anná annál nehezebben té térnek át a spinek alapá alapállapotbó llapotból gerjesztett állapotba.
9
Gerjesztés
B0
Az parallel állapotból antiparallel állapotba való átfordításhoz energiát kell közölnünk. Ezt elektromágneses sugárzással érjük el, melynek frekvenciája megegyezik a Larmor- frekvenciával. Így jön létre rezonancia az összmágneses vektor mozgása és a gerjesztés között. Rezonanciafeltétel:
M
parallel
antiparallel
ΔE = hν M: Eredő mágnesség
T1 vagy longitudinális spin-rács relaxáció E
z
E2
MZ
Mz létrejötte
M
E1
M y
elemi mágnes (proton) és környezete közötti kölcsönhatásra utal
Mz x
t
10
T2 vagy transzverzális vagy spin-spin relaxáció z
E E2
n1 = n 2
M=Mxy y
E1
Mxy lecsengése
x
Mxy
elemi mágnesek (protonok) közötti kölcsönhatásra utal
Tipikus relaxációs idők: T1 ~ 1 s T2 < 100 ms
t
Paul C. Lauterbur (1929-) 1971: térbeli felbontású NMR kidolgozása (Nobel-díj)
Az MRI feltalálója: Raymond V. Damadian (1936-) 1970: rákos szövetben megnyúlt relaxációs idők 1972: in vivo 3D NMR elvi kidolgozása 1977: első emberi MRI felvétel
11
MRI technika
MRI felvétel: a test térfogategységei (voxelei) pixelben ábrázolva. A pixelt meghatározó fizikai paraméterek lehetnek a protonsűrűség, és a relaxációs idők.
y
H
x z
φ ω
12
Grádiens mágneses tér (x,y,z térben változó) Rezonancia csak ebben a síkban H hν
z E
Minden koordinátához más-más lesz a rezonanciafrekvencia: Más-más frekvenciájú EM sugárzással lehet gerjeszteni.
hν
H
Egy megfelelő megfelelő mágneses térgrá rgrádienssel az x,y,z tengelyek menté mentén meg lehet hatá határozni a protonsű protonsűrűséget az egyes voxelekben. voxelekben. A pixelhez tartozó tartozó fizikai paramé paraméter a proton, ill. spinspin-sűrűség.
Egy térgrádienst hozunk létre a z-tengely és az xtengely mentén: kiválasztunk egy réteget Elektromágneses energiaimpulzussal az Mz ill. az Mxy-t 900-al „kibillentjük” és detektáljuk az alapállapotba való visszatérést
z
E E2
M=Mz y
E1 x
z
E
A pixeleknek megfelelő megfelelő fizikai paramé paraméterek a relaxá relaxáció ciós idő idők.
E2
n1 = n 2
M=Mxy y
E1 x
13
Computeres utómunka Kontrasztképzés
Prímér kép
• A molekulák kémiai eltolódása révén (pl. O2 a vízben, illetve a zsírszövetben) • Paramágneses fémionok felhasználásával a környezettől eltérő relaxációs idejű szöveteket lehet vizsgálni • Különböző impulzus-szekvenciák használatával a szövetek közti különbséget lehet fokozni.
Átdolgozott kép
Kontrasztok
T1-súlyozott Lágyszöveti daganatok
T2-súlyozott
Proton ill. spinspinsúlyozott
Anatómiai részletek kihangsúlyozhatók
14
Magnetic Resonance Angiography (MRA)
Functional MRI (fMRI) BOLD MRI Oxi- és dezoxiHemoglobin közti magmágneses különbségeken alapszik
Arterial Spin Labeling (ASL)
Positron emissziós tomográfia Detektor γ foton (0.51 MeV) 18F
(pozitron emitter)
pozitron (β+)
γ foton (0.51 MeV) Detektor
elektron (e-)
NB: annihilációs sugárzás impulzusmegmaradás
15
PET: Tomográfiás képalkotás Képi szeletek
Típusos voxel (3D képi elem): 8 mm x 8 mm x 14 mm
Agyi cukoranyagcsere vizsgálata PET-tel
16
Különbözô 3D képi információk fedésbe hozása Közös fiduciális (referencia) pontok alapján
+
MRI
PET
=
17
