CT a MR zobrazování. Martin Horák. Radiodiagnostická klinika 1. LF UK FN Na Bulovce v Praze

Transkript

1 CT a MR zobrazování Martin Horák Radiodiagnostická klinika 1. LF UK FN Na Bulovce v Praze

2 CT Computed Tomography výpočetní tomografie počítané zobrazování v řezech Objekt je zobrazován (řezán) v transverzální rovině (axiální skeny). Zobrazení částí pacienta v rovině kolmé na dlouhou osu těla. Při naklopení gantry ±30 semikoronární rovina Zobrazovací přístroj sloužící převážně k diagnostice Využívá rentgenové záření k tvorbě obrazu (paprsky X) Měří se úbytek záření při průchodu pacientem 2 absorbce

3 CT historie G. Hounsfield a A. MacCormick 60. léta vývoj (Nobelova cena 1978) 1. CT v r Matrix 80x80 bodů akvizice jednoho obrazu v minutách 3

4 Generace CT přístrojů Translačně-rotační pohyb, 1 detektor Translačně-rotační pohyb, více detektorů Pouze rotační pohyb, sektor detektorů Rotující rentgenka a detektory po obvodu x. EBG electron beam gun Imatron / GE 5. Helikální vyšetřování slip ring, 1 pás detektorů 6. Multi-row detector CT (MDCT) 2; 4; 6; 8; 10; 16; 40; 64; 256; DSCT 2x64 dvě lampy + dva detektorové pásy 4

5 Výhody 6. (7.) generace CT (MDCT) Velmi tenké řezy šíře 0,6-0,75mm Na jeden sken 12-40mm tkáně Velmi krátká akvizice 0,3s Helikální vyšetření těla trvá 6s - 15s Výkonné keramické detektory Nízká radiační zátěž Výkonné počítače rekonstruují 6 obr./s Matrix obrazu 512x512 bodů 5

6 Standardizace RDG dat - DICOM V 90. letech se sjednocuje platforma DICOM formát medicínského digitálního obrazu Každá modalita umí DICOM Každý DICOM obraz má jedinečnou identitu na světě Každý pixel je určen 2 Bajty (16 bitů) 6

7 Obraz Mnohonásobnou projekcí bodu při měření absorbce ve tkáni se získávají hledané body pixely K výpočtu - Fourierovy transformace Každá vrstva má svoji tloušťku měříme objemové body voxely Absorbce na CT Denzita (HU) škála šedi odstínů vzduch 1000HU voda 0HU vzduch HU tuk voda k.l. kost kov měkké tkáně 7

8 Typy vyšetření na CT : Sekvenční (krokové) incrementální (mozek, páteř) dynamické (perfuze) : Helikální (kontinuální, nesprávně spirální) (podstatně rychlejší mírně nepřesné) data se sbírají šikmo 8

9 Zobrazování na MDCT Náběr dat je v objemu volná rekonstruovatelnost do různých šíří vrstev Izotropní voxel stejná velikost v ose z Pro většinu vyšetření 3-5mm řezy stačí Širší řezy vznikají sumací tenkých řezů z úzkých detektorů 9

10 Kernel (filtr) Nízké měkké tkáně Vysoké kosti HRCT 10

11 Postprocessing Pracuje se s hotovými obrazy naskládanými do balíku dat volum pacienta DICOM Ideální nejtenčí možné skeny 0,6-2mm v nízkých kernelech Ideální překryv skenů 50% (rekonstrukční inkrement 0,5) Vysoké kernely velmi stoupá šum pouze u MPR rekonstrukcí kostí 11

12 2D zobrazování 1. Axiální skeny nejpřesnější nejspolehlivější bez zkreslení 12

13 2. MPR Multiplanární rekonstrukce Jakákoliv jiná rovina než axiální počítaná ze za sebou jdoucích axiálních skenů (z volumu dat) 13

14 3D zobrazování Z volumu dat - podle limit denzit a úhlu pohledu se generuje obraz SSD shaded surface display zobrazuje se povrch (již málo využívaný nahrazen VRTem) VE virtuální endoskopie zobrazení průletu trubicí (céva, bronchus, střevo) MIP maximum intensity projection (nejjasnější bod se promítá na stínítko za objektem) 14

15 4. VRT volume rendering technique Komplexní rekonstrukce limity denzit a průhlednosti (intenzita barvy=denzita objektu) 15

16 Postprocessing subtrakce, ořezy, fúze editace objektu - vykostění (filtrace rozsahu denzit ve volumu dat) 16

17 MR diagnostika 17

18 Historie MR 1873 rovnice popisující elektromagnetická pole (Maxwell) 1887 radiové vlny (Hertz) 1911 supravodivost (Onnes) struktura atomu, kvantová teorie, jaderný magnetizmus (Rutherford, Bohr, Schroedinger, Pauli) 1938 NMR experiment s proudem atomů Ag (Rabi) 1946 NMR experiment s kapalinami a pevnými látkami (Bloch, Purcell) 1973 MR zobrazení s použitím magnetických gradientů (Lauterbur) 1976 MR tomogram lidského prstu (Mansfield, Maudsley) 1977 MR tomogram lidského hrudníku (Damadian) celotělový 1,5 T MR tomograf

19 Co obsahuje MR? Statické magnetické pole Proměnná magnetická pole (magnetické gradienty gradientní cívky) RF cívky Korekční (shim) cívky Ostatní součásti MR tomografu 19

20 Pohyby v homogenním mag. poli rotace kolem osy magnetizmus precese pohyb podél osy magnetizace s rychlostí = ω0 (Larmorova frekvence) 20

21 Statické magnetické pole Pouze v silném homogenním magnetickém poli B0 se rotační (magnetické) osy vodíkových jader uspořádají v jediném směru vodíková jádra precedují Larmorova frekvence ωl = γ. B0 Proč musí být pole homogenní? aby všechna vodíková jádra precedovala se stejnou frekvencí pole B0 = 1 Tesla... ωl = 42,576 MHz 21

22 Proč silné pole? Zeměkoule má pouze 0,05mT V silném poli narůstá podíl nadpočetných paralelně uspořádaných protonů (pouze ty je možno využít pro MR zobrazení) Na 106 antiparalelních protonů připadá paralelních protonů v 1T poli B0, kvalita zobrazení ( poměr signál/šum) B0, tepelné zatížení pacienta (SAR mikrovlnná trouba) 22

23 Proměnné magnetické pole Magnetické gradienty Gx,y,z - vkládáme do homogenního pole Chtěná kontrolovaná nehomogenita pole vodíková jádra precedují v různých částech těla s různou frekvencí a fází, tzn. Larmorova frekvence se u různých vodíkových jader liší podle jejich polohy ve vyšetřovaném objektu: Larmorova frekvence lokálně ωl = γ. [B0+Gx, y, z] umožní nám to prostorově lokalizovat zdroj signálu 23

24 RF cívky Radiofrekvenční cívky fungují jako přijímač a/ nebo vysílač RF signálu, tj. elektromagnetického vlnění o Larmorově frekvenci ( 101 MHz) RF vlnění, jehož frekvence je shodná ( rezonuje ) s Larmorovou frekvencí (1T... ωl= 42,576 MHz), dodá energii protonům, které ji následně (po skončení RF impulzu) zpětně vyzáří a dají nám tím informaci o struktuře zkoumané tkáně 24

25 Typy RF cívek Celotělové (body coil)... vysílací a přijímací Povrchové (surface coil)... většinou přijímací tím že jsou blíže vyšetřovanému objektu, dávají lepší signál anatomicky přizpůsobené: hlavová, končetinová, ramenní, prsní, krční,... Vícesegmentové cívky (array coil)... několik malých cívek v jednom balení velmi kvalitní signál i z rozsáhlých vyšetřovaných oblastí umožňují použít paralelní akviziční techniky 25

26 26

27 Struktura atomu Jádro Obal -protony + -neutrony -elektrony - nukleony MR aktivní jádra mají lichý počet částic v jádře H 1, C 13, N 15, O 17, F 19, Na 23, P 31 Chovají se jako slabý magnet 27

28 MRI Zobrazování využívá atomů vodíku - H, který je v lidském těle ve velmi hojném počtu a má osamělý proton s výrazným magnetickým polem resp. magnetickým momentem Pokusy i s P 28

29 Princip MRI Vysíláme RF pulsy o Larmorově frekvenci do tkáně - excitujeme protony - dodáme jim energii Poté sledujeme, jak ztrácejí dodanou energii, vracejí se do svého původního energetického stavu 29

30 Po dodání impulzu fázová koherence radio-frekvenčním pulsem s frekvencí ωl sklopíme precesi o úhel α na RF cívce se naměří příčná složka magnetizace M rezonance v cívce se indukuje napětí s frekvencí ωl rezonance 30

31 Charakter signálu na RF cívce Free induction decay (FID) - Relaxace opětné rozfázování spinů díky lokální nehomogenitě magnetického pole a vzájemné interakci spinů příčná magnetizace klesá po hyperbole M > 0 M = 0 31

32 Shrnutí relaxačních dějů Příčná složka M 0 T2 a T2* relaxační děj T2 bio-tkáně: ms T2* M Podélná složka M// M0 T1 relaxační děj T1 bio-tkáně: ms T2 M// T1 32

33 Základní typy tkání Voda - malé molekuly, elektrony atomů H přitahovány k atomu O, proton H méně stíněn, pomaleji předává získanou energii. Voda - dlouhý čas T1 i T2 Tuk - velké molekuly, protony H více stíněny elektrony, rychle ztrácejí energii, rychleji se tedy vracejí do původního stavu. Tuk - krátký čas T1 i T2 33

34 Porovnání relaxací T1 relaxace T2 relaxace 34

35 Vážení obrazu T1 vážený obraz signál závisí na času T1 tkáně, čím kratší, tím vyšší intenzita signálu. Voda hyposignální. T2 vážený obraz signál závisí na času T2 tkáně, čím delší, tím vyšší intenzita signálu. Voda hypersignální. Protondenzitní (PD) obraz, nezávisí na T1 ani T2 času, pouze na množství protonů ve tkáni (jejich hustotě). 35

36 Co ovlivňuje MR signál? Protonová hustota (hustota jaderných spinů) T1 relaxace (biochemické vazby tkáně) T2 relaxace (biochemické vazby tkáně + vliv nativ. param. látek) Proudění spinů Difuze spinů (krev v cévách) (Brownův pohyb hlavně v extra-celulárním prostoru) Perfuze spinů (mikrocirkulace v kapilárách) 36

37 MR obraz vhodná měřící sekvence 1. Spin-echo 2. Inversion-recovery true IR magnitude IR 3. Gradientní echo koherentní nekoherentní 37

38 Spin-echo (SE) rozfázováním a znovu sfázováním příčné magnetizace TE TR TE... echo čas TR... repetiční čas38

39 Spin-echo shrnutí T1W PDW T1W TR krátké TE krátké PDW TR dlouhé TE krátké T2W??? TR krátké TE dlouhé T2W TR dlouhé TE dlouhé 39

40 Inversion-recovery (IR) předpřipravené SE TI TI... inverzní čas 40

41 Typy Inversion-recovery kladný signál je světlý (phase sensitive) true IR: 0 je šedá záporný signál je tmavý magnitude IR (absolutní hodnota): kladný signál je světlý (zde téměř 0) 0 je černá TI = 350 ms záporný signál je světlý 41

42 Gradient-echo (GE) obdoba SE s náklonem v úhlu=> zkracuje se TR koherentní nekoherentní α α TE TR α TR, TE jako u SE α sklápěcí úhel (flip angle, FA) 42

43 Gradient-echo (GE) koherentní M je zachována na konci každého TR signál (kontrast) závisí na poměru T2/T1 sekvence pro MR angiografii (TOF), při krátkém TR dobře potlačují signál statické tkáně, proudící krev má naopak silný signál 43

44 Gradient-echo (GE) nekoherentní M je vynulována na konci každého TR vážení závisí na TR a TE podobně jako u SE, navíc ale i na α vždy určitý podíl T2*W - susceptibility artefakty (i na T1W GE) narůstá s TE, výraznější tedy u T2 (detekce krvácení, BOLD) menší náchylnost k pulzačním artefaktům samozřejmě 2D, ale zejména 3D sekvence, možnost tenkých vrstev, izotropní rozlišení, rychlost 44

45 Příklady MR sekvencí T1 T1-kl T2 GE MRA T1-IR 45

46 MR sekvence vs. čas při zkracování času měření klesá obvykle kvalita obrazu a/nebo prostorové rozlišení SE : 6,5 min TSE tf11: 2,5 min TSE tf65: 34 s HASTE: 1 s EPI SE: 150 ms 46

47 Další sekvence SE => TSE, DEFT, HASTE, RARE, DSE, MSE IR => TIR, MIR, STIR, FLAIR GE=> koherentní - FISP, True-FISP, PSIF, DESS, CISS, FAID, nekoherentní - FLASH, T1W-FFE, Spoiled GRASS, SPAMM, TGSE 47

48 Fat sat Využívá chemický posun mezi protony v molekulách tuku a vody (jejich lehce rozdílná Larmorova frekvence). Na začátku sekvence je nejprve vyslán puls, který ovlivní saturuje pouze protony tuku, ale protony vody nejsou ovlivněny. Potom se spustí normální sekvence (TSE, SE, GE), a na výsledném obrázku je potlačen signál tuku, jehož protony jsou saturovány 48

49 MR Spektroskopie Metoda stanovující množství (koncentraci) různých látek ve tkáních pomocí magnetické rezonance. Každý atom má jinou gyromagnetickou konstantu, a tedy jinou Larmorovu frekvenci. Frekvence precese stejných atomů se však lehce liší též podle molekuly, ve které je atom vázán tzv. chemický posun (chemical shift). Tento jev je dán různým stíněním jader atomů elektrony v molekule. 49

50 MR Spektroskopie Vyžaduje: velmi silné magnetické pole velmi homogenní pole výkonné gradienty Výstupem je spektrum určitého prvku (např. H, C či P), ukazující zastoupení jednotlivých sloučenin s tímto prvkem v tkáni. 50

51 MR Spektroskopie Prostata Děložní čípek Mozek 51

52 Proudění spinů Makroskopické MR AG Mikroskopické Difuse 52

53 Difusně vážené zobrazení (DWI) Během gradientních pulsů dojde k nevratnému rozfázování (poklesu) signálu úměrně velikosti difuse nutný rychlý náběr dat měření minimálně v 6-ti směrech časná ischémie, RS, tumory, abscesy 53 b=0 b=1000 ADC

54 MR traktografie DTI vycházejí z difúze Anizotropie DT je mírou hustoty neuronových svazků v bílé hmotě dominuje difúze ve směru vláken 54

55 Co tedy s daty? DICOM daty (CAD) Rekonstrukce MIP, VRT + manipulace Fúze Perfuzní mapy Tracking cév, objemů Segmentace Rastry RAW data Virtuální zobrazení 55

56 Rekonstrukce VRT, MIP Nové VRTy (hlavně pro MR) CT VRTy propracované, snaha zobrazit podstatné, práce se světlem a stínem, barvou MR pouze MRA, zobrazit jinou tkáň je problém (T1W iso sekvence tenké řezy mozkem nativ i s k.l.) Možnost manipulací Oddálit (vykloubit) kosti v kloubu hodnotit kloubní plochy Samostatná manipulace jen s částí objektu 56

57 Fúze dat Porovnat obrazy CT či MR proti sobě Porovnat obrazy CT/CT či MR/MR proti sobě časově posunuté Porovnat UZ/CT/MR, CR/CT Sledovat vývoj Fúze dvou různých sekvencí z MR 57

58 Perfuzní mapy Perfuze dynamická studie postkontrastně Perfuze mozku CT/MR fungují v praxi Perfuze jiných orgánů či tumorů Dynamické studie MR prsů MR prostaty Možné udělat perfuzní mapy u CT břicha ze 3-5 měření? 58

59 Tracking cév, objemů Snaha odlišit určitou strukturu, tu poté zvýraznit, zobrazit v MIP, VRT Zobrazit průběh cévy, bronchů, střeva Natrekovaný orgán natáhnout a zobrazit Zhodnotit sílu stěny orgánu Najít okraje orgánu, změřit objem Rozlišit na ledvině kůru a dřeň Spočítat objem plíce a objem bronchů Najít okraje patologie tumor, ložisko Najít a vypočítat objem volné tekutiny v hrudníku nebo v břiše Spočítat objem hematomu 59

60 Segmentace Využití MR k selektivní segmentaci vybrané tkáně, zobrazit, počítat objem Chrupavka Kostní dřeň Ložisko Cévy 60

61 Rastry Na různých snímcích mají orgány určitý charakter Charakter se mění i po podání k.l. i.v. Lze hodnotit podle rastru typ patologie Tvorba knihoven patologií 61

62 RAW data Systémy umí počítat z RAW dat MPR a tenký MIP Je možné tvořit přímo VRT Je možné RAW data přímo analyzovat 62

63 Virtuální zobrazení Virtuální Virtuální Virtuální Virtuální colonoskopie bronchoskopie arterioskopie pohyb v těle 63

64 Děkuji za pozornost 64