Tomografia Nmr Tomografia Rentgenowska

Transcript

Tomografia NMR Tomografia rentgenowska Plan  Tomografia NMR        Tomografia rentgenowska        Wprowadzenie Podstawy teoretyczne – rezonans magnetyczny Tomograf Zasada obrazowania Przykłady Przeciwwskazania Wprowadzenie Promieniowanie rentgenowskie Tomograf Rekonstrukcja obrazu Przykłady Przeciwwskazania Zadania Tomografia NMR – wprowadzenie  Nowoczesna i powszechnie stosowana metoda obrazowania ciała ludzkiego  Bezpieczna dla pacjenta, wykorzystuje silne pole magnetyczne i niejonizujące promieniowanie o częstotliwościach radiowych  Daje obrazy o dużym kontraście, ale kosztem rozdzielczości przestrzennej  Wykorzystywana w diagnostyce obszarów patologicznych lub zmian w fizjologii  Przykłady: diagnostyka nowotworów, angiografia, aktywności mózgu, symulacje przed radioterapią badania Moment magnetyczny i spin jądrowy  Większość jąder atomowych posiada mechaniczny moment pędu I, tzw. spin  Z momentem pędu związany jest moment magnetyczny   I   I I  Współczynnik proporcjonalności  I nazywamy współczynnikiem magnetogirycznym  Dla wodoru  I wynosi 2.6752 x 108 [T-1s-1]  I  I Dlaczego wodór?    Im większe są wartości  I oraz I, tym większy jest moment magnetyczny spinu jądrowego, a tym samym większe pole magnetyczne wytwarzane przez mikroskopowy magnes, którym jest atom Jądro wodoru 1H  ma największy współczynnik magnetogiryczny  wytwarza największe pole (łatwa detekcja)  główny składnik układów biologicznych Różnice w ilości wodoru w tkankach podstawą obrazowania NMR Warunek rezonansu   Jądro atomowe o spinie I, momencie magnetycznym  I i  współczynniku magnetogirycznym  I umieszczone w zewnętrznym polu magnetycznym B0 będzie wykonywało precesję Larmora z częstością I  2I ,  I   I B0 Gdy na spin jądrowy zadziałamy zmiennym polem magnetycznym B1 o częstości równej częstości Larmora, pojawi się bardzo silne oddziaływanie – rezonans WARUNEK REZONANSU    I   I B0 Rezonans w ujęciu kwantowym  Jeśli układ składający się z dużej liczby małych dipoli  magnetycznych  I (np. próbkę zawierająca wodę) umieścimy w zewnętrznym polu magnetycznym B0, nastąpi uporządkowanie  dipoli magnetycznych  I  Gdy spin cząstki wynosi 1/2 , dipole ustawią się równolegle lub antyrównolegle do kierunku pola  Odpowiada to dwóm wartościom magnetycznej liczby kwantowej mI = +1/2 i mI = –1/2 Kwantowanie kierunku Rezonans w ujęciu kwantowym  Energia Em dowolnego dipola magnetycznego umieszczonego w zewnętrznym polu magnetycznym wynosi:  Em  B0   I mI B0  Dla cząstek o spinie 1/2 pojawią się pod działaniem pola dwa poziomy energetyczne E1 i E2  1 B0 E1   2  1 B0 E2   2 Rezonans w ujęciu kwantowym  Możliwe jest indukowanie przejść między tymi dwoma poziomami  Energia kwantów elektromagnetycznych  jest równa różnicy poziomów energetycznych E :   E   I B0 WARUNEK REZONANSU    I   I B0 Rezonans w praktyce  Magnetyzacja określa wartość sumy momentów magnetycznych w danej objętości  Najczęściej stosuje się impuls powodujący zmianę kierunku wypadkowej magnetyzacji o 900, tzw impuls 900 lub impuls 2  Magnetyzacja Mz płaszczyznę xy (w kierunku z) zostaje „położona” na Relaksacja     Po zadziałaniu zaburzenia układ będzie dążył do stanu równowagi relaksacja T1 i T2 Relaksacja T1 – spin – sieć (odrost Mz) – jądra w sieci są w ruchu wibracyjnym i rotacyjnym, niektóre składowe mogą drgać z częstością Larmora, następuję przekazanie energii i powrót do stanu początkowego Relaksacja T2 – spin – spin (zanik Mx i My), spowodowana najczęściej przez lokalne zmiany pola w samej tkance lub przez fluktuacje zewnętrznego pola Procesy relaksacyjne opisywane są przez równania Blocha T1 i T2 są różne dla poszczególnych tkanek i mają wpływ na sygnał NMR Schemat układu Tomograf  Najczęściej stosuje się magnesy nadprzewodzące zbudowane z nadprzewodzącej cewki umieszczonej w ciekłym helu  Innym rozwiązaniem jest zastosowanie elektromagnesu stałego. Jednak pole generowane takim urządzeniem jest znacznie mniejsze Przykłady cewek nadawczo-odbiorczych Głowa i szyja Serce, płuca, brzuch Kręgosłup szyjny i piersiowy Miednica Piersi Kończyny Metoda fourierowska   Liniowy gradient G o składowych Gx, Gy i Gz Rozkład nowego pola Bz ( x, y, z )  B0  G  r  B0  Gx x  G y y  Gz z   r jest wektorem wodzącym o wpółrzędnych x, y, z łączącym środek układu współrzędnych z dowolnym punktem P Cały badany obiekt można podzielić na voksele o bokach dx, dy, dz i środku w punkcie P (x, y, z) Częstość w danym vokselu:   B0  G  r Metoda fourierowska Metoda EPI (Echo Planar Imaging)     Jeden eksperyment, w którym mierzy się ciąg sygnałów ech Echa gradientowe – pojawiają się w chwilach t  2n po przełączeniu impulsów gradientu Gy na –Gy Są skutkiem periodycznego zbiegania się wektorów namagnesowania vokseli na skutek zmiany kierunku gradientu w płaszczyźnie xy Metoda dużo szybsza niż tradycyjna fourierowska Metoda EPI (Echo Planar Imaging)     Jeden eksperyment, w którym mierzy się ciąg sygnałów ech Echa gradientowe – pojawiają się w chwilach t  2n po przełączeniu impulsów gradientu Gy na –Gy Są skutkiem periodycznego zbiegania się wektorów namagnesowania vokseli na skutek zmiany kierunku gradientu w płaszczyźnie xy Metoda dużo szybsza niż tradycyjna fourierowska Przykłady Przykłady Przykłady Przykłady Przykłady Przykłady Przeciwwskazania i ryzyko metody  Silne stałe pole magnetyczne – nieszkodliwe do wartości 2 T (Bezwzględne przeciwwskazania – stymulatory pracy serca i metalowe implanty)  Gradienty pola magnetycznego i ich przełączanie – prądy indukowane mogą powodować ogrzewanie organizmu i magnetosfeny, powyżej 6 T/s  Efekty akustyczne przełączania gradientów – rzędu 65 – 95 dB, zalecane stopery do uszu. W nowoczesnych tomografach – efekty dźwiękowe nie są dokuczliwe Tomografia rentgenowska – wprowadzenie  Nowoczesna i powszechnie stosowaną metoda obrazowania ciała ludzkiego  Wykorzystuje jonizujące promieniowanie rentgena, dawki promieniowania nie są jednak niebezpieczne dla pacjentów  Umożliwia wyznaczenie dowolnie zorientowanych w przestrzeni dwuwymiarowych przekrojów ciała pacjenta  Rozdzielczość przestrzenna – ok. 0,5 mm  Umożliwia obserwacje struktur przy różnicy współczynnika osłabienia ok. 0,4 %, pięć razy czulsza niż klasyczna radiologia Promieniowanie rentgenowskie   Promieniowanie rentgenowskie (promienie X) – promieniowanie elektromagnetyczne o dł. fali w zakresie od 5 pm do 10 nm Duża przenikliwość umożliwia wykorzystanie w diagnostyce i terapii medycznej   Promieniowanie rentgenowskie uzyskuje się w lampie rentgenowskiej poprzez skierowanie rozpędzonych elektronów na materiał o dużej (powyżej 20) liczbie atomowej Z Na skutek efektu fotoelektrycznego i zjawiska hamowania następuje emisja promieniowania X Detekcja promieniowania Osłabienie promieniowania w tkance   W TK informację o tkance uzyskujemy na podstawie pomiaru osłabienia wiązki Prawo absorpcji: I  I 0 e (  x )  I – natężenie promieniowania po przejściu przez tkankę o grubości x, I0 – początkowe natężenie,  – liniowy współczynnik osłabienia Dla tkanki o różnych  I  I 0 e  1   2  3   4  x  Tomograf Budowa i działanie tomografu Rekonstrukcja obrazu Czynniki wpływające na jakość obrazu  Dawka Szum  1 Dawka Żeby zmniejszyć szum o połowę, dawkę należy zwiększyć czterokrotnie  Rozmiar piksela, zwykle macierze 512x512 lub 1024x1024 Szum   Obszar zainteresowania (FOV, Field of View), zwykle o szerokości między 12 do 50 cm Szum   1 Obszar Grubość przekroju, 1 – 10 mm Szum   1 Piksel 1 Pr zekrój Tusza pacjenta – promieniowanie rentgenowskie jest osłabiane o 50% po pokonaniu 3,6 cm Przykłady Przykłady Przykłady Przykłady Przeciwwskazania i ryzyko metody  Głównym zagrożeniem jest fakt ekspozycji na działanie promieniowania jonizującego, co może zwiększyć prawdopodobieństwo wystąpienia nowotworu  Kobiety w ciąży nie powinny być poddawane badaniom TK ze względu na możliwość uszkodzenia płodu Kierunki rozwoju TK    Tomografia wielu przekrojów – podczas każdego obrotu rejestrowany jest obraz nie jednego, ale kilku przekrojów jednocześnie – kilkakrotnie szybsze badanie. Ponadto przyspieszono obrót pary lampa-detektor wokół pacjenta. W efekcie czas badania uległ skróceniu 8-krotnie. Tomograf typu działo elektronowe – do generowania promieniowania nie używa się lampy rentgenowskiej, tylko działa elektronowego. Wiązka elektronów jest odchylana i pada na pierścień wolframowy wokół pacjenta. Nie ma potrzeby obrotu lampy wokół pacjenta, zamiast tego odchyla się wiązkę elektronów. Rezultat – wielokrotnie szybsze skanowanie. Najczęściej w badaniach serca – umożliwia uzyskanie kilku obrazów podczas jednego uderzenia serca. Większe możliwości komputerów i oprogramowania – prezentacja trójwymiarowa. Zadania     Zarejestrowano widmo rezonansowe dla próbki zawierającej wodę w dwóch lokalizacjach. Gradient kodujący częstotliwość ma wartość 1G/cm wzdłuż osi y. Widmo zawiera dwa piki dla częstotliwości równych +1000 Hz i -500 Hz względem częstotliwości izocentrum. Wyznacz lokalizacje wody. Ile przekrojów można zobrazować używając sekwencji 90-FID, w której gradient kodujący przekrój trwa 20 ms, gradient kodujący fazę 10 ms, gradient kodujący częstotliwość 100 ms, a czas repetycji (czas między kolejnymi impulsami radiowymi) wynosi 1 s. Ile wyniesie osłabienie wiązki promieniowania rentgenowskiego, która podczas badania tomograficznego przejdzie przez 1 cm mięśni, 2 cm kości, 0,5 cm tętnic i ponownie 1 cm mięśni? Liniowe współczynniki osłabienia: mięśnie: 0,46 cm-1, kości: 0,18 cm-1, krew 0,178 cm-1. Technik obsługujący tomograf zmienił następująco ustawienia skanowania: grubość przekroju z 2 na 4 mm, obszar zainteresowania o boku 40 na 20 cm. Jak powinien zmienić dawkę, aby zachować taki sam poziom szumu?