Oefententamen Diagnose en Interventie (8NB00) 7 januari 2014 14:45-17:45 Gebruik van een gewone en/of grafische rekenmachine is toegestaan. Antwoorden mogen zowel in het Nederlands als het Engels gegeven worden. In totaal zijn er 110 punten te behalen. Motiveer je antwoorden goed. Veel succes! Vraag 1. Introductie (10 punten) (a) Noem in enkele woorden hetgeen wat je beeld vormt bij radiografie, CT, PET, SPECT, ultrasound en MRI. - Radiografie en CT imaging: de transmissie van X-ray straling door het lichaam. - PET/SPECT imaging: de hoeveelheid γ-straling die door radioactieve isotopen wordt afgegeven vanuit het lichaam. - Ultrasound: de reflectie en scatter van ultrasound door het lichaam - MRI: het radiofrequente signaal uitgezonden door de magnetische momenten van bepaalde kernen in een extern magnetisch veld. (b) Als we kijken naar het elektromagnetische spectrum, zien we dat er verschillen bestaan tussen de fotonen die gebruikt worden voor radiografie, CT, PET en SPECT. Noem 3 verschillen en hoe deze samenhangen. De verschillen zijn de energie (E), golflengte (λ) en frequentie (f). Deze hangen samen middels de constante van Planck: Of
(c) Wat is de overeenkomst tussen de drie soorten fotonen? De snelheid van voortplanting, in dit geval de lichtsnelheid (c). Zie ook vraag b. (d) Noem (ten minste) 3 dingen waarin MRI superieur is ten opzichte van de (meeste) andere imaging modaliteiten die behandeld zijn in dit vak. - Zacht weefsel contrast - Elke beeldrichting mogelijk - Spatiële resolutie - Geen ioniserende straling - Functionele imaging Vraag 2. Radiografie (15 punten) (a) Zet, op volgorde van lage naar hoge energie, de vier interacties die mogelijk zijn wanneer fotonen door weefsel gaan en beschrijf ze kort. - Rayleigh Scattering. Het foton botst met het atoom/elektron en verliest hierbij geen energie (elastische botsing). Het foton vervolgt z’n pad onder een andere hoek. - Photo-electric effect. Het foton botst met een elektron, dat de energie van het foton absorbeert. Het elektron schiet vervolgens uit de schil van het atoom. - Compton scattering. Het foton botst met een elektron en verliest hierbij een deel van zijn energie. Het elektron wordt door het absorberen van de energie weggeschoten uit de schil. Het
-
elektron en foton vervolgen hun pad, beiden in een andere richting dan het oorspronkelijke foton. Pair production. Bij zeer hoge foton energieën (E>1022 keV) kan het foton een positron-elektron paar vormen. Dit paar ondergaat een aantal botsingen om de overige kinetische energie te verliezen, waarna het positron met een elektron annihilatie ondergaat.
(b) Beschrijf kort hoe X-rays opgewekt worden in een Röntgenbuis. X-rays worden hoofdzakelijk opgewekt door Bremstrahlung. Een kathode zendt bij opwarming elektronen uit, die in een vacuüm door middel van een elektrisch veld richting de anode versneld worden. Bij deze anode worden de elektronen afgeremd door de atomen van de anode en produceren zodoende X-rays. De mate van afremming is bepalend voor de energie van het X-ray foton bij het verlaten van de Röntgenbuis, waardoor een breed energiespectrum ontstaat. (c) Hoe ontstaan karakteristieke pieken in een X-ray intensiteitsspectrum? Karakteristieke pieken zijn bij wijze van een bijproduct van Bremstrahlung. Dezelfde elektronen die de anode bombarderen kunnen ook een van de orbitale elektronen van de atomen van de anode losmaken (bijvoorbeeld uit de K-shell). Dit ‘gat’ zal opgevuld worden door een elektron uit een hogere energieschil (L-shell). Hierbij wordt een foton vrijgemaakt met een energie die afhankelijk is van het energieverschil tussen de twee schillen, waardoor een piek bij een fotonenergie ontstaat die karakteristiek is voor het anode materiaal. Voor een bepaalde X-ray opstelling van de borstkas wordt een tube current van 0.8 mA gebruikt en een tube voltage van 120 kV. Een filter wordt toegepast tussen de X-ray bron en de patiënt (zie figuur A).
Figuur A Schematische tekening van een X-ray opstelling.
(d) Schets en beschrijf het absolute intensiteitsspectrum van de X-rays vóór de toepassing van het filter, na de patiënt en nadat het door de collimating grid heen is gegaan. Zie onderstaande X-ray intensiteitsspectra. Voor de toepassing van het filter bevat het eerste spectrum alle energieën, waarbij de absolute intensiteit afneemt bij toenemende energie. De maximale fotonenergie is 120 keV en de twee pieken geven de karakteristieke straling aan. Vervolgens worden door het filter de laag energetische fotonen eruit gefilterd (deze dragen bij aan de dosis, maar niet aan de beeldvorming). Als de straling door het lichaam gaat zullen de laag energetische fotonen meer attenuatie ondervinden dan de hoog energetische fotonen. Het gehele spectrum zal minder worden in intensiteit en de gemiddelde fotonenergie lichtelijk opschuiven naar de hogere energie waarden. Het collimating grid is bedoeld om alle gescatterde fotonen te filteren. Het gehele spectrum zal afnemen in intensiteit, zonder de effecten van beam hardening.
Vraag 3. Computed Tomography (25 punten) Een radioloog besluit om zijn CT-scanner te kalibreren met een set van drie fantomen (figuur B). Fantoom A is 60 cm lang en 20 cm breed met het volgende attenuatieprofiel over de breedte: µ(x)=0.03*x+0.01 cm-1 (A) waarbij x de locatie op de breedte-as van het fantoom is. Fantoom B (40x20 cm) en fantoom C (20x20 cm) hebben een homogene attenuatiecoëfficiënt van respectievelijk 0.05 cm-1 en 0.025 cm-1. De radioloog zet de fantomen op 5 cm afstand van elkaar met daartussen lucht (µ = 0.0 cm-1). Verder weten we dat .
Figuur B Schematische opstelling van de drie fantomen. De rode pijlen geven de richting van de fotonen aan.
(a) Bereken I(s) nadat de fotonen door het fantoom zijn gegaan op verticale positie 1, 2 en 3. De rode pijlen geven de hoek van inval van de X-ray fotonen aan. Lucht kan bij deze berekeningen buiten beschouwing gelaten worden, gezien deze de stralen niet attenueert. Positie 1:
Positie 2:
Positie 3:
(b) Zie de CT scans van drie metalen staven in een bak water in figuur C. Er zijn twee verschillende soorten artefacten aanwezig in de linker en rechter scan, respectievelijk. Wat zijn deze artefacten en hoe ontstaan ze?
Figuur C CT scans van een fantoom bestaande uit metalen staven in een bak water.
Het linkerartefact (het partial volume effect) wordt veroorzaakt doordat tijdens de reconstructie transmissiedata van discrete naburige detectoren gemiddeld wordt. Je zou echter de verzwakkingscoëfficiënten μ moeten middelen om het beeld zonder artefact te verkrijgen. De gemiddelde gemeten transmissie is groter dan de transmissie gebaseerd op de gemiddelde μ. Dit leidt tot “streak artefacten”, net als bij beam-hardening. Het rechter artefact is het gevolg van beam-hardening. Laag-energetische fotonen worden uit het spectrum gefilterd waardoor de gemiddelde energie van de bundel hoger wordt. De lineaire verzwakkingscoëfficiënt van hogere energie fotonen is lager dan die van lagere energie fotonen. Hierdoor lijkt het alsof de attenuatie lager is dan verwacht. Dit geeft aanleiding tot de typerende artefacten die in de rechterfiguur zichtbaar zijn. (c) Teken het sinogram (over 180 graden) behorende bij het CT-beeld in figuur D, waarbij de scanner tegen de klok in draait.
Figuur D CT-fantoom.
N.B. De intensiteit van de sinogramlijnen van het blauwe object is niet steeds hetzelfde over het gehele sinogram (zoals bij de ronde objecten), maar dit is in het sinogram niet goed zichtbaar. (d) Noem twee redenen waarom het gebruik van CT-scanners bij mensen met obesitas problematischer is dan bij mensen zonder. Meer weefsel betekent meer attenuatie, wat leidt tot twee problemen. Ten eerste is de hoeveelheid geabsorbeerde straling hoger, wat ook betekent dat de patiënt een hogere dosis krijgt. Ten tweede worden de effecten van beam hardening ook groter. Verder zijn CT-scanners circulaire (i.e. donutvormige) scanners, waar mensen met ernstige obesitas niet in zullen passen. Vraag 4. Nucleair Imaging (20 punten) (a) Beschrijf het proces van β-, β+ verval en electron capture (EC). Leg ook uit hoe deze gebruikt kunnen worden in nucleair imaging. - Bij β- verval stoot een neutron een elektron uit (β- particle genoemd in deze context), waardoor het neutron een proton wordt. Dit gaat doorgaans gepaard met het uitstoten van een γ-foton, iets wat ofwel direct of vertraagd kan gebeuren. Hierdoor kunnen β- emitters veelal gebruikt worden bij SPECT.
-
Bij β+ verval stoot een proton een positron uit (β+ particle, het tegenovergestelde van een elektron), waardoor het proton een neutron wordt. Het positron volgt een pad waarbij het regelmatig in botsing komt en daarbij kinetische energie verliest. Op het moment dat nagenoeg alle kinetische energie verloren is en het positron vrijwel stilstaat, komt het in aanraking met een elektron en ontstaat er een annihilatiereactie, waarbij 2 γ-fotonen van 511 keV onder een hoek van ~180 graden wegschieten. Dit soort reacties kan gebruikt worden bij PET.
-
Bij electron capture wordt een orbitaal elektron door de kern gevangen en gecombineerd met een proton, wat een neutron produceert. Een elektron in een hogere schil vult de leegte op en zendt hiermee een γ-foton uit. Dit soort straling is geschikt voor SPECT-imaging.
(b) Hoe werkt time-of-flight (TOF) PET? Wat is het voordeel van TOF PET ten opzichte van reguliere PET? TOF PET maakt gebruik van het tijdsverschil Δt tussen de detectie van 2 fotonen, die door annihilatie ontstaan. Het tijdsverschil kan gebruikt worden om de positie van de annihilatiereactie op de lineof-response nauwkeuriger te berekenen ten opzichte van reguliere PET. Dit heeft een hogere SNR en een vermindering van de effecten van scattering als gevolg. Fluorodeoxyglucose (18F-FDG) wordt regelmatig gebruikt om glucose metabolisme in kaart te brengen. Een oplossing van 18F-FDG (halfwaardetijd 109.8 minuten) wordt geïnjecteerd in een patiënt die ten minste 6 uur lang gevast heeft. Daarna volgt een wachtperiode van een uur lang, waarin de patiënt zo min mogelijk dient te bewegen. Daarna vinden 1 of meer PET-scans plaats van 20 minuten per stuk. (c) Waarvoor dient de periode van vasten? En waarvoor de periode van weinig bewegen? De periode van vasten dient ervoor om de bloedsuikerspiegel zo laag mogelijk te houden, waardoor de FDG zoveel mogelijk opgenomen wordt en niet in de bloedbaan blijft. Het weinig bewegen zorgt ervoor dat de suiker alleen door basaal metabolisme opgenomen wordt en dus niet het gevolg is van verhoogde weefselactiviteit. Bij de patiënt wordt in totaal een beginactiviteit van 400 MBq geïnjecteerd (1 Bq staat gelijk aan in verval per seconde) en we weten dat de activiteit gelijk staat aan:
(d) Hoeveel kernen zijn oorspronkelijk ingespoten?
Op t=0:
(e) Bereken de activiteit na het voltooien van 3 scans. Drie scans staat gelijk aan 1 uur (60 minuten), plus een uur wachttijd maakt in totaal 2 uur (120 minuten).
Iets meer dan een halvering dus, wat logisch is met een halfwaardetijd van 109.8 minuten). (f) In werkelijkheid zal de gemeten hoeveelheid radioactiviteit op dit tijdstip lager zijn. Noem twee redenen waardoor dit komt. Ten eerste zal door attenuatie een deel van de fotonen niet aankomen bij de detector. Hierdoor is de gemeten hoeveelheid lager dan de uitgezonden hoeveelheid γ-fotonen. Ten tweede vindt er ook biologisch verval plaats: een deel van de FDG zal uitgescheiden worden middels de urine etc. De effectieve halfwaardetijd (TE) zal dus een combinatie zijn de radioactieve halfwaardetijd en de biologische halfwaardetijd (TB):
Vraag 5. Ultrasound (15 punten) (a) Leg het principe van ultrasound beknopt uit; hoe komen we van de US transducer tot een beeld? - De transducer stuurt een reeks van drukgolven door het weefsel. - Bij weefselovergangen wordt een deel van de golf terug gereflecteerd richting de transducer. - Met behulp van kennis van de geluidssnelheid in weefsel kan de diepte van de overgangen etc. bepaald worden, door het tijdsverschil tussen uitzenden en ontvangen te meten. - De intensiteit per pixel is evenredig met de intensiteit van het gereflecteerde signaal. - Verder worden door inhomogeniteiten in het weefsel de geluidsgolven alle kanten op gescattered, wat de zogeheten ‘speckle’ patronen oplevert in het ultrasound beeld, die weer afhankelijk is van de absorptie door het weefsel.
(b) Voor het object in figuur E, schets het B-mode ultrasound beeld. Verwaarloos speckle, refractie en scatter en neem alleen backscatter signaal mee in je tekening. Akoestische impedanties: vet 1.41, spier 1.61, lever 1.41, tumoren 1.52 [x 106 kg/m2·s]. Attenuatie coëfficiënten: spier 0.4, tumoren A & B 1.0 [dB/(MHz·cm)]. Geluidssnelheden: spier 1540, tumor A 750, tumor B 1540 [m/s].
Figuur E Weefsel dat met US in beeld wordt gebracht.
Zie de figuur. De grijze lijnen staan voor gereflecteerd signaal. De donkergrijze gebieden staan voor speckle. Tumor A heeft een lagere geluidssnelheid dan de omgeving, dus zal verlengd verschijnen. Hierdoor zal ook de overgang van spier naar het stuk lever onder de tumor lager lijken te liggen. Verder hebben de tumoren een hogere attuenatie, waardoor de overgangen onder de tumoren minder akoestische enhancement vertonen. (c) Wanneer bij een patiënt het vermoeden bestaat dat hij/zij lijdt aan galstenen, is ultrasound een goede optie om dit in beeld te brengen. In figuur F zien we een ultrasound image waarin duidelijk een galsteen te zien is. Achter de galsteen zien we een donkere schaduw (een zogeheten shadowing artefact). Leg uit hoe deze ontstaat.
Figuur F Ultrasound beelden van de galblaas en met daarin een galsteen.
Wanneer de ultrasound golven het vaste materiaal van de galsteen bereiken, worden ze volledig gereflecteerd door een hoog verschil in akoestische impedantie met omringend weefsel. Hierdoor ziet de galsteen zelf er helder uit op het beeld. Echter blijft er zo geen akoestische energie over om het gedeelte achter de galsteen te imagen en zal dit gedeelte op het ultrasound beeld donker blijven, daarmee het schaduw effect verklarend.
Vraag 6. Magnetic Resonance imaging (25 punten) (a) Schets een MRI scanner en geef daarin de belangrijkste onderdelen aan die betrokken zijn bij de beeldvorming. Supergeleidende magneet
RF spoel
Gradient spoelen
Supergeleidende magneet: hiermee wordt het externe magneetveld B0 aangelegd met een typische sterkte van 3 T. Hierdoor wordt de resonantiefrequentie van de protonen bepaald. Gradient spoelen: door het introduceren van gradiënten in de x, y en z-richting wordt de resonantiefrequentie afhankelijk van de spatiële locatie van de protonen in de patiënt. Hierdoor kan een specifieke slice worden geselecteerd en kan een beeld worden gemaakt. Radiofrequente spoel: deze zendt energie in het lichaam en wordt ook gebruikt om het signaal weer op te vangen. Voor het beste resultaat wordt de spoel zo dicht mogelijk bij de patiënt geplaatst. (b) Leg uit hoe bij MRI onderscheid gemaakt kan worden in het signaal dat uit verschillende voxels (3Dversie van een pixel) komt tijdens een scan sequentie? Gradiënten kunnen de sterkte van het magneetveld beïnvloeden in de x, y en z-richting: - Door tijdens de RF puls de Slice Selectie gradiënt in te schakelen worden slechts de spins die zich in een bepaalde slice bevinden geexiteerd door de RF puls. Alleen deze spins draaien van de z-as weg naar het xy-vlak. Hierna wordt de SS-gradiënt uitgeschakeld - De spins hebben op dit moment allen dezelfde fase en frequentie. Een gradiënt in de y-richting zorgt ervoor dat spins langs de y-as een andere fase krijgen. De gradiënt, die we in dit geval de fase-coderings gradiënt noemen, wordt vervolgens weer uitgeschakeld. - De Frequency Encoding gradient blijft gedurende de read-out (het meten van het MRI signaal) aanstaan zodat spins, afhankelijk van hun locatie in de x-richting een verschillende frequentie hebben. - De spins zijn dus te onderscheiden door: o Wel/niet geëxciteerd (z-richting) o Verschillende phase (y-richting) o Verschillende frequentie (z-richting) Gegeven is de magnetisatie met grote M0, gelegen in een magneetveld B0 dat georiënteerd ligt parallel aan de z-as (zie figuur G).
Figuur G Assenstelsel in het rotating frame of reference, met daarin de richting van B0 en een RF coil langs de x’-as.
(c) Laat de effecten van relaxatie buiten beschouwing. Teken de magnetisatie in de volgende scenario’s: - Vóór applicatie van een RF-puls - Na applicatie van een 90o RF-puls langs de +x’-as - Na applicatie van een 90o RF-puls langs de +y’-as - Na applicatie van eerst een 90o en dan 180o RF-puls, beiden langs de +x’-as Van links naar rechts:
De relatieve signaal intensiteit in MRI bij een spin-echo sequentie (figuur H) wordt gegeven door de volgende formule:
Met TE en TR de echo- en repetitietijd respectievelijk en de proton density. Door deze twee parameters aan te passen kunnen we de weging van het beeld aanpassen om daarna het beeldcontrast op de gewenste manier in te stellen. Tip: Gebruik je grafische rekenmachine om het signaal te plotten/berekenen.
Figuur H Schematische weergave van de spin-echo sequentie.
(d) Hoe kiezen we TE en TR om: - Een T2-gewogen beeld te krijgen? - Een T1-gewogen beeld te krijgen? - Een -gewogen beeld te krijgen? -
Voor een T2- gewogen beeld kiezen we een lange TE en TR. Voor een T1-gewogen beeld kiezen we een korte TE en korte TR. Voor een -gewogen beeld kiezen we een lange TR en korte TE.
