Přednáška: Zobrazování v medicíně

Transkript

1 Odbor zdravotnické techniky Přednáška: Zobrazování v medicíně Připravil: Ing. Jiří Tomek, Ph.D. Jiri.Tomek@vfn.cz tel.: GSM: Pátek 16. května 2014

2 Obsah 1. Literatura 2. Ultrazvuk 3. RTG & gamma Výpočetní tomografie SPECT PET 4. Magnetická rezonance 5/16/2014 2

3 1 Literatura 1. Biomedical Engineering Handbook - J.D.Bronzino 2. Bimedical Technology and Devices Handbook James Moore, George Zouridakis 3. Willey Encyclopedia od Biomedical Engineering Metin Akay 4. Willey Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation John G. Webster K-space formulation of MRI - Stanislav Sýkora, Extra Byte, Via R.Sanzio 22C, Castano Primo, Italy, Vol.I. First release March 22, 2005, DOI: /SL1Mri /16/2014 3

4 Hrubé využití metod UZV měkké tkáně rychlost šíření zvuku okolo 1500m/s ne plíce (plyn ~ 340m/s) RTG kosti CT i mozek, dále např. angio CT - s kontrast. látkou Emisní metody (Gamma, SPECT, PET) zobrazí, kde se vyskytuje radiofarmakum např. na glukóze = růst, metabolizmus MRI vše, nejlepší rozlišení, ale dražší zobrazuje se de facto, kolik je kde H + funkční MRI, i řada kontrastních látek měnících T1 obraz 5/16/2014 4

5 2 UZV Mechanické vlnění nad 20kHz Na rozhraních s rozdílem akustických impedancí odrazy Převzato z [2] 5/16/2014 5

6 Ultrazvuk odrazy Převzato z [2] Z 1 1, v 1, λ 2 Z 2 2, v 2, λ 2 Koeficient odrazu: Koeficient odrazu Z akustická impedance hustota v rychlost šíření λ vlnová délka 6

7 Tlumení vlny Převzato z [2] Koeficient útlumu, část závislá na frekvenci!!

8 Piezoelektrický efekt Mechanická změna tvaru krystalu při aplikaci elektrického potenciálu Funguje i obráceně krystal převede tlakovou vlnu na napětí Krystalické nebo semi-krystalické polymery polyvinylidene fluoride (PVDF) quartz-barium titanate lead zirconium titanate (PZT).

9 Sondy Převzato z [2] lineární konvexní Fokusace = Tvarování vlnoplochy vhodným buzením elementů

10 UZV zobrazování (echo-/ sonografie) PW (pulsed wave) systém x kontinuální Multiplier ~ logaritmický zesilovač Převzato z [2] Rychlost sireni, koeficient poddajnosti, imped=ak tlak /ak rychlost Mody, doppler (rovnice) Rekonstrukce 3D 4D,

11 Vysvětlení A a M-modu I. Převzato z [1] 5/16/

12 Vysvětlení A a M-modu II. Převzato z [1] 5/16/

13 Schematické snímání srdce konstrukce 2D obrazu B mod Převzato z [1]

14 Využití UZV Mapování např. proudění krve Dopplerovské systémy PW (pulse wave), CW (continuous wave), CFI (colour flow imaging) Rozměry a plochy Objekty 3D, 4D systémy zobrazení 3D objektu v reálném čase Kardio, G-P, URO 5/16/

15 UZV x RTG zvuk mechanické vlnění (2-10MHz - vyšetřovací) částečný odraz na rozhraní dvou prostředí různá rychlost šíření (hustota, stlačitelnost) velmi bezpečný (při nízkém výkonu mW/cm 2 ) x ionizující záření snímání v reálném čase nižší rozlišovací schopnost (neplatí při vyšších frekvencích) zobrazení měkkých tkání, kosti špatně ( vše se odrazí) možnost elektronického tvarování vlnoplochy zaměření do určité hloubky 5/16/

16 Tomografické metody princip CT I=I 0 e -µx I 03 I 04 ξ I 01 µ 11 µ 12 I 1 I 02 µ 21 µ 22 I 2 ln(i 01 /I 1 )/ ξ = µ 11 +µ 12 znám definováno počítám I 3 I 4

17 Schéma CT Při skenu rotace sestavy minimálně o 180 Zdroj:

18 Radonova transformace 1917 J. Radon Matematická teorie rekonstrukce předmětu ze znalosti průmětů předmětu do různých směrů Dr. Godfrey Newbold Hounsfield první praktické CT Dr. Allan MacLeod Cormack matematické techniky rekonstrukce oba Nobelova cena za medicínu a fyziologii (1979)

19 Emission CT SPECT single photon emission computed tomography PET positron emission tomography (detekce páru fotonů) Ne útlum RTG v těle - CT ale záření - distribuce látky v těle Radiofarmakum různé látky Metastabilní technecium ( 99m Tc) - 136keV 18 F-fluorodeoxy-D-glucose ( 18 FDG) 2x 511keV po anihilaci Detekce Angerova kamera

20 Konvenční snímání - princip Převzato z [1] 5/16/

21 Diagram Gamma kamery a jejích hlavních komponent PHA - pulse height analyzer Scintilační krystal - CsI nebo NaI dotovaný thaliem Převzato z [2]

22 Schéma fotonásobiče (PMT photomultiplier tube) Převzato z [1]

23 SPECT Single-photon emission computed tomography (SPECT) kombinuje konvenční gamma zobrazovací techniky a CT metody na rozdíl od RTG CT radiofarmaka obsahující aktivní látku, která se distribuuje v tkáních a orgánech a vyzařuje při rozpadech gamma fotony fotony s nižší energií než u PET detekce pouze jediného fotonu ne páru jako u PET 23

24 SPECT Kamera (obvykle více 2, 4..) rotuje kolem subjektu a snímá registrace počtu dopadů vyhodnocení pozice Detekce jen cca do 10% útlumu fotonu vzniknutého rozpadem Compton, Auger, vnitřní fotoelektrický jev, koherentní rozptyl Pro rekonstrukci nutné kompenzovat útlum v tkáni nutné váhování voxelů snímání kolem dokola 360 x CT (180 ) Synchronizace s EKG

25 Rekonstrukce opět Radonova transformace Jednoduchá zpětná projekce intuitivní velmi špatná kvalita Filtrovaná zpětná projekce FT násobení vhodnou funkcí /konvoluce v časové oblasti/ (x aliasing atd.) inverzní FT Iterativní rekonstrukce výpočetně náročná dnes již běžná

26 Infinia Hawkeye 26

27 EKG monitor pro synchronizaci odměrů 5/16/

28 PET pozitron z radiofarmaka (beta rozpad) 18 F ( 18 FDG) 2 hodiny pol. rozpadu anihilace s elektronem 2x 511keV fotony od místa anihilace detekce v časovém okně 5-20ns Kolimátory mezi prstenci, které definují řezy

29 Princip detekce PET Převzato z [1] 5/16/

30 Princip detekce PET Astigmatizmus rozlišení dějů mimo střed Záření může zasáhnout více detektorů Problém s náhodnými koincidencemi v čase pod rozlišením detektoru Převzato z [1] < 10ns 5/16/

31 Discovery PET/CT 690 VCT 31

32 Infuzní pumpa na radiofarmakum 32

33 Ovladovna vyhodnocovací stanice a ovládání pumpy pro radiofarmaka 5/16/

34 Laminární box příprava dávek radiofarmaka 5/16/

35 MRI - Magnetic resonance 4 imaging (* Paul C. Lauterbur a Peter Mansfield 2003 Nobelova cena za medicínu a fyziologii, ale 1972 Raymond Damadian 1. přístroj a patent) Látky s lichým počtem protonů nebo neutronů Slabý magnetický moment jádra Typicky: 1 H (proton - 2,8 x jaderný magneton = eħ/(2m p ) =5,05 x A.m 2 ) energetické hladiny pro 1 H 2 hladiny ve směru a proti směru vnějšího pole, +1/2 a -1/2 V silném vnějším poli se momenty zorientují Dnes 1,5-3T, ve výzkumu až 8T (pro medicínu) silnější pole vyšší rozlišení

36 Základní rovnice Sir Joseph Larmor ω 0 = -γb 0 γ gyromagnetický poměr - konstantra specifická pro jádro 1 H (γ/2π=42,57mhz/t) B 0 intenzita mag. pole směr B 0 je v ose Z ω 0 frekvence precese, Larmorova frekvence = rezonanční frekvence jádra

37 Kódování a detekce Gradientní cívky (mt/m) prostorové kódování detekovaných signálů RF cívky (MHz) pulz střídavého mag. pole a detekce slabé odezvy α = -γb 1 t - úhel o který vychýlíme spiny, závisí na poli a čase vychýlené spiny rotují, měříme klesající amplitudu oscilací FID (free induction decay) signál Výběr řezu, fázové a frekvenční kódování gradientní cívky => určení jednotlivých voxelů

38 Z-gradient coil, General Electric Medical Systems Převzato z [1]

39 Transverse gradient coil, General Electric Medical Systems Převzato z [1]

40 Block diagram for an MRI scanner, Schenck and Leue, Převzato z [1]

41 Převzato z [1] Schematic drawing of a superconducting magnet. The main magnet coils and the superconducting shim coils are maintained at liquid helium temperature. A computercontrolled table is used to advance the patient into the region of imaging. Schenck and Leue, 1991.

42 Superconducting magnet. This figure shows a 1.5-T whole-body superconducting magnet. The nominal warm bore diameter is 1 m. The patient to be imaged, as well as the RF and gradient coils, are located within this bore. (Courtesy of General Electric Medical Systems, Schenck and Leue, Převzato z [1] 5/16/

43 Kódování a detekce FID, PD (proton density ~ amplituda echa) Získá se velmi krátkými opakovacími časy mezi 90 pulzy T1 (spin-mřížková relaxace-podélná) vážený obraz Kontrast mezi šedou a bílou hmotou mozek, páteř voda tmavší, tuk světlejší T2 (spin-spin relaxace - příčná) vážený obraz Tuk tmavší, voda světlejší Např. mozkomíšní mok při studiích mozku/páteře bude světlý Dobré pro zobrazení edémů (otoků) 5/16/

44 Sekvence pro získání spin-echa. FID ( volný úbytek magnetizace ) nastává po úvodním 90 budicím pulzu. Aplikace 180 RF pulzu formuje spin-echo obrácení populací - amplituda odpovídá útlumu danému spin-spinovou interakcí s časovou konstantou T2 (2-10x kratší než T1) - tato relaxace závisí na vlastnostech tkáně (T2-váhovaný obraz) - zajímavá animace (ne zcela přesná): Převzato z [2]

45 Časový diagram pro spin-echo s pulzovou sekvencí na gradientních cívkách, fázové kódování je znázorněno s různými amplitudami pro opakované buzení, kdy se jinou amplitudou na gradientní cívce postupně různě rozfázují spiny obdoba snímacích pozic u CT a naplní se k-space Převzato z [2] Gradient pro frekvenční kódování spinů

46 Dual echo spin echo sequence The spin echo pulse sequence is the most commonly used pulse sequence. The pulse sequence timing can be adjusted to give T1- weighted, Proton or spin density, and T2-weighted images. Dual echo and multiecho sequences can be used to obtain both proton density and T2-weighted images simultaneously. The two variables of interest in spin echo sequences is the repetition time (TR) and the echo time (TE). All spin echo sequences include a slice selective 90 degree pulse followed by one or more 180 degree refocusing pulses as shown in the following diagram. RF is the radio frequency pulse, a slice selective 90 degree pulse followed by two 180 degree refocusing pulses. GS, GP, and GF are the slice selective, phase encoding, and frequency encoding gradients, respectively. "Echo" represents the signal received from the slice of interest in the body. A short TR an short TE will give a T1-weighted image, a long TR and short TE (first echo) will give a proton density image, and a long TR and long TE (second echo) will give a T2-weighted image. Dosti propracovaný popis včetně animací: 5/16/

47 Rekonstrukce signály z vybrané roviny fázovým kódováním rozdělené na přímky v nich kódováno frekvenčně do k-space (1979 Likes; 1983 Ljunggren a Twieg) lze tvořit různě, podle toho zpracování 2D FT (fourierova transformace) řez zpracování obrazu pro logitudinální řezy nebo 3D FT zobrazení hustoty protonů ve voxelech, r = {x,y,z } a k = {k x,k y,k z }

48 k-space jednoduchého fantomu Převzato z [6]