Orvosi képfeldolgozás A leképezés tárgya Leképezés Képfeldolgozás Felismerés Leletezés Diagnosztizálás Terápia Minden lépésben információ vesztés következik be! Cél: az összes információ veszteség minimalizálása. Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 1 A leképezés fizikai alapjai Fény, fénykép, mikroszkóp Röntgen sugárzás (x-ray) Röntgen (1895), CT (1963) γ sugárzás Hevesy György (1923), H.O. Anger γ kamera (1958), SPECT (1970), PET (1962), Termográfia Hang Ultrahang (1950) Mágneses rezonancia (MR, korábban NMR) (1973) Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 2 Energia Frekvencia Hullámhossz (ev) (Hz) (m) 10 10 10 9 10 8 10 7 10 6 10 5 10 4 10 3 10 2 10 1 10 0 10-1 10-2 10-3 10-4 10-5 10-6 10-7 10-8 10-9 10-10 10-11 10-12 10 25 10 24 10 23 10 22 10 21 10 20 10 19 10 18 10 17 10 16 10 15 10 14 10 13 10 12 10 11 10 10 10 9 10 8 10 7 10 6 10 5 10 4 10 3 Elektromágneses hullámok 10-16 10-15 10-14 10-13 10-12 10-11 10-10 10-9 10-8 10-7 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 10 0 10 1 10 2 10 3 10 4 10 5 10 6 γ sugárzás (NM) röntgen sugárzás ultra ibolya látható fény infra vörös mikro hullám rádió hullám (MR) Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 3 Elektromágneses sugárzás Quantált. Egy quantum (foton) egyértelműen jellemezhető az energiájával, frekvenciájával, hullámhosszával. Foton keletkezhet: A) Gerjesztés B) Radioaktív bomlás C) Pozitron megsemmisülés révén Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 4 Elektromágneses sugárzás A) A gerjesztés történhet ionizáló elektromágneses (γ), részecske sugárzás α, β (=e- ), pozitron (=e+ ), hőmozgás hatására. Hevítéssel látható fényt hozhatunk létre. Gerjesztés Egy elektront kilökünk a pályájáról (gerjesztés), majd elektromágneses sugárzás kíséretében pótlódik Elektron héjak Gerjesztés (1) atommag közben foton kibocsátás (2) K L M N O P optikai színkép Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 5 Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 6 1
O N M L K α K β Energia szintek L β L α B) Radioaktív bomlás Természetes radioaktivitás (spontán bomlás) Instabil atommag α, β, γ, pozitron, sugárzás Mesterséges radioaktivitás: Az atommagot nagy energiájú részecskékkel bombázunk, az atommag átalakul. Ha az új atommag instabil, akkor spontán módon bomlik. K Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 7 Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 8 C) Pozitron megsemmisülés: Ha egy pozitron nem túl hevesen ütközik egy elektronnal, akkor eredeti minőségükben megsemmisülnek, és két egymással ellentétes irányba haladó 511 KeV -os γ foton keletkezik. Röntgen cső Anód feszültség + e + γ 511 KeV γ 511 KeV Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 9 e - katód fűtő feszültség röntgen sugárzás elektrosztatikus lencse elektron sugárzás anód Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 10 + Az izzítás hatására elszabaduló elektronok a katód negatív töltése miatt gyorsulva mozognak az anód felé, és nagy energiával csapódnak az anódba. Az anód atomjait ionizálják (gerjesztés). A (belső) elektronhéjról kilökött elektron egy külső pályáról pótlódik, miközben a pályák közötti energia különbségnek megfelelő, nagy energiájú foton keletkezik (röntgen sugár, X-ray). Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 11 Linear Attenuation Coeffitient (lineáris gyengítési együttható, LAC) Definíció: Haladjon egy e energiájú foton merőlegesen egy az útjába helyezett egységnyi vastagságú homogén t szövet felé. Ha p annak a valószínűsége, hogy a foton elnyelődés nélkül halad át a szöveten, akkor e energiájú foton LAC: μ t e 1 cm t szövet = ln(p) 1/cm p valószínűséggel Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 12 2
Könnyű látni, hogy LAC valóban lineáris. Különböző szövetek esetén: e energiájú 2 cm p 2 valószínűséggel e energiájú p q pq valószínűséggel foton foton t szövet Két különböző szövet Általában a lineáris gyengülés (homogén közeg esetén) egyenlő a közeg vastagsága szorozva a lineáris gyengülési együtthatóval. Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 13 Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 14 Ha I i az input és I o az output foton sűrűség, akkor μ t e = ln(p) = ln( I o / I i ) = ln( I i / I o ), pl. μ viz 73KeV = 0.19 / cm Relative Linear Attenuation: μ t e μ a e, ahol a a kalibráló szövet (általában víz vagy levegő). Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 15 I S Δx 0 Δx i Δx n-1...... I S = I 0,in I i,in I i,out =I i+1,in I n-1,out = I D ln(i i,in / I i,out ) = ln(i i,in ) ln(i i,out ) = μ(x i )Δx i n-1 n-1 ln I S ln I D = ln I 0,in ln I n,in = (ln I i,in ln I i+1,in ) = μ(x i ) Δx i i=0 i=0 Ha Δx i 0, akkor a jobb oldal integrálba megy át: D ln I S ln I D = μ(x)dx S Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 16 I D A kép gyengülés (attenuation) útján keletkezik: Ősi elrendezés Később Sugár forrás tárgy szcintillációs ernyő (*10 3 ) r Sugár forrás tárgy kép Az első röntgen kép A kép filmen keletkezik. A leletezés a film alapján történik. Az előhívás pénz és idő igényes. Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 17 Sötétben kell dolgozni, nagy a sugárterhelés. A szem az ernyőből kilépő fotonoknak csak töredékét érzékeli. Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 18 3
Déli napsütés Telihold és csillagos ég 0.03 hold és csillagos ég Fotonok száma / 30 s mm 2 3.7*10 13 1.6*10 8 6.9*10 6 Röntgen fotonok száma Diagnózis 3.0*10 5 Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 19 Az érzékelés hatásfoka: Ω e A η e = T e = T e, 4π 4r 2 π ahol T e 0.1, a retina hatásfoka, Ω e a pupilla térszöge, A a pupilla területe, r 20 cm, az éles látás távolsága. Ezek alapján η e 10-5, de 10-7 10-8 a tipikus. Egy tipikus ernyő kb. 10 3 szeresen erősít, tehát N röntgen fotonból kb. N.10 3 látható fény foton keletkezik, de ebből csak N.10-2 észlelhető. Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 20 r Modern elrendezés Képerősítő kimenő szcintillációs ernyő anód Sugár forrás tárgy képerősítő TV kamera TV elektrosztatikus lencse rendszer foto katód bemenő szcintillációs ernyő Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 21 Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 22 N* 10 5 10 4 10 3 10 2 10 1 látható fény foton kibocsátás az input ernyőn látható fény foton az output ernyőn elektron kibocsátás a foto katódból Modern elrendezés Sugár forrás tárgy képerősítő TV kamera TV 10 0 10-1 10-2 elnyelt röntgen foton az ernyőn a megfigyelt fotonok száma Máté: Orvosi képalkotás 1. előadás 23 Máté: Orvosi képalkotás 24 4
Szóródás Koherens: a foton egy atommal történő ütközés után változatlan energiával, de más irányban halad tovább. Fotoelektromos: a foton egy erősen kötött elektront kilök a pályájáról. Az elektron kinetikus energiája eltűnik az anyagban. Az elektron hiány egy nagyobb energiájú pályáról pótlódik, miközben az energia többlet foton formájában kisugárzódik. Compton: a foton kevéssé kötött vagy szabad elektronnal ütközve energiájának és impulzusának egy részét átadja az elektronnak, kisebb energiával és a korábbi irányától eltérő irányban halad tovább. Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 25 μ/ρ(cm 2 / g) 50 20 10 5 2 1 0.5 0.2 L koherens compton fotoelektromos K eredő Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 26 ólom 0.1 10 20 50 100 200 500 1000 KeV Az L illetve K él annak az energiának felel meg, amely az L illetve K elektron héjon lévő elektron kilökéséhez szükséges. μ / ρ (cm 2 / g) 1 0.5 0.2 0.1 0.05 eredő compton fotoelektromos Az emberi szövet víz szerű viz 0.02 koherens 0.01 10 20 50 100 200 500 1000 KeV foton E Compton szóródás foton E ϑ ϕ v elektron Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 27 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 28 A Compton szórt fotonok energiája a szóródás szögétől függően: KeV 30 0 60 0 90 0 180 0 25 24.9 24.4 24 23 50 49.6 96 47.8 46 42 75 74.3 70 66 58 100 98.5 91 84 72 150 146 131 116 95 1000 794 508 341 205 A Compton szóródás káros hatásai Determinisztikus: Csökken a kontraszt. Kontraszt: C Áthaladt (transmited) intenzitás a háttéren: I t a vizsgált területen: C*I t Szórt sugárzás intenzitása (additív zaj, mindenütt): I s A kontraszt csökkenése: (C*I t +I s )/(I t + I s ) = C*I t /(I t + I s ) + I s /(I t +I s ) C / (1 + I s / I t ) = C * (1 + I s / I t ) -1 kicsi Kontraszt redukciós faktor Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 29 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 30 5
A Compton szóródás káros hatásai Statisztikus : Csökken a jel zaj viszony. Signal to Noice Ratio (SNR) Kontraszt: C A detektálás hatásfoka: η A nem szórt fotonok száma/pixel a háttéren: N A szórt fotonok száma/pixel: N s A vizsgált terület egy pixelén az észlelt fotonok számának várható értéke (jel): C η N A háttér egy pixelén az észlelt fotonok számának szórása (zaj) (Poisson eloszlás miatt) σ = ηn + η N s jel C η N ηn SNR = = = C zaj ηn + η N s 1 + N s / N A szóródás hatásának kiküszöbölése Energia diszkriminációval: Csak akkor lehetséges, ha a sugárzás mono energiás, és a szórt sugárzás energiája lényegesen kisebb, mint a primer sugárzásé. Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 31 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 32 A tárgy és a detektor közötti távolság növelésével: A tárgy és a detektor közötti távolság növelésével: 1.0 0.8 0.6 0.4 0.2 0.0 tárgy ernyő S 0.01 0.1 0.2 0.5 1.0 2.0 5.0 10 S/R Csak párhuzamos sugárzás esetén használható. Pontforrás esetén a detektor felszínét növelni kellene (drága). Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 33 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 34 Kollimátor alkalmazásával: Torzítás detektor detektor vonal detektor Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 35 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 36 6
Nagyítás A tárgy nagyítása A forrás nagyítása forrás tárgy kép A tárgy egy pontja z d z d nem pontforrás Ha a forrás, a tárgy és a kép egymással párhuzamos síkokban helyezkedik el, akkor a kép konvolúcióval keletkezik: kép = < a forrás képe > < tárgy képe > A tárgy nagyítási faktora: M A forrás nagyítási faktora: m (hasznos lehet) (egyértelműen káros) A két faktor aránya: M / m = d / (d z) = 1 + z / (d z) M = d / z m = (d z) / z d: a forrás és a kép távolsága z: a forrás és a tárgy távolsága Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 37 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 38 Angiográfia, subtraction (kivonásos) angiográfia Angiográfia Kontraszt (nagy elnyelő képességű) anyagot juttatnak a vérbe, így láthatóvá válik az érpálya. Subtraction (kivonásos) angiográfia Kontraszt anyag nélkül és kontraszt anyaggal is készítenek azonospozícióban képet, majd a kétképetképet kivonják egymásból. Ahova nem jutott el a kontraszt anyag, ott a két kép megegyezik, a különbségük 0, tehát az érpálya a környezet zavaró hatása nélkül látszik. Súlyozott kivonás: a környezet halványan megmarad. Angiográfia, subtraction (kivonásos) angiográfia Máté: Orvosi képalkotás 39 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 40 Tomográfia, rekonstrukció Diszkrét tomográfia: A vetületeiből rekonstruálandó képen csak egész értékek fordulhatnak elő (minden számítógépes kép ilyennek tekinthető). Bináris képek rekonstrukciója: néha két vetület elegendő 2 2 7 6 6 1 1 1 3 4 3 5 5 2 Nem mindig egyértelmű Kapcsoló komponens 1 1 3 3 3 3 6 6 4 4 1 1 3 2 4 2 2 3 1 1 3 2 4 2 2 3 1 1 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 41 Lehetőségek az egyértelműség biztosítására Követelmények a rekonstruálandó alakzatra (pl. konvexitás) Több vetület megadása (kevésbé valószínű megfelelő kapcsoló komponens előfordulása) Általában: Egy m*n es rekonstruálandó kép esetén m*n ismeretlent kell meghatározni. Minden vetület egy csomó egyenletet szolgáltat, amelyben csak ezek az ismeretlenek szerepelnek. Ha elegendően sok vetületünk van, az egyenletrendszer megoldható! Problémák: Nagyméretű egyenletrendszer közelítő megoldás (iteratív rekonstrukció) Az egyenletrendszer ellentmondásos a hiba minimalizálása, lineáris programozási módszerek Leállási feltétel Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 42 7
f (x, y) Radon transzformáció (J. Radon: 1917) [R f ] (s, ϑ) = g(s, ϑ) = f(x(s, ϑ), y(s, ϑ)) du - f (x, y) g(s, ϑ) u y ϑ s x g(s, ϑ) -et rögzített ϑ mellett egy változós függvényként ábrázoltuk Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 43 s [R f ] (s, ϑ) = g(s, ϑ) = f(x(s, ϑ), y(s, ϑ)) du = - f(s cos ϑ u sin ϑ, s sin ϑ + u cos ϑ) du - u y y ϑ u cos ϑ s x s cos ϑ u sin ϑ (x, y) u ϑ Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 44 s s sin ϑ x D g(s, ϑ) = ln (I S / I D ) = μ(u) du S S ϑ A Radon transzformáció invertálható! D Inverz Radon transzformáció: rekonstrukció Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 45 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 46 S 1 S 0 S M-1 y S m látótér detektor szalag r -N 0 n N u y ϑ (x, y) S 1 S 0 S M-1 u cos ϑ u ϑ s S m r s s sin ϑ s x s cos ϑ u sin ϑ x ϑ 0 n N -N Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 47 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 48 8
ϕ a szomszédos detektorok látószöge a forrásból ψ a gentri elemi forgási szöge α = n ϕ β = m ψ ϑ = α + β α látótér S m S 1 S 0 S M-1 detektor szalag -N α + β 90 0 90 0 (α + β) r s = r sin α N n 0 ϕ a szomszédos detektorok látószöge a forrásból ψ a gentri elemi forgási szöge α = n ϕ β = m ψ ϑ = α + β látótér S m detektor szalag S 1 S 0 S M-1 r 0 s = r sin α Tehát az n. detektor a g(s, ϑ) függvény értékét szolgáltatja az s = r sin(n ϕ), ϑ = α + β pontban n N β ϑ = 900 (90 0 (α + β)) = α + β Az így készült táblázatot szinogramnak nevezzük. Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 49 Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 50 S sugárforrás y kollimátor kompenzátor rekonstruálandó terület R referencia detektor ϑ x D detektor A referencia detektor szerepe: D μ(x) dx = ln (I S (t)) ln (I D (t)) = S = ln (I S (t)) ln (I R (t)) + ln (I R (t)) ln (I D (t)) = = ln (I S (t) / I R (t)) ln (I D (t) / I R (t)) = konstans ln (I D (t) / I R (t)) Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 51 A kompenzátor szerepe a mérendő értéktartomány csökkentése: D D μ(x) dx = ( μ T (x) + μ C (x) ) dx = S S D D μ T (x) dx + μ C (x) dx S S α -tól függő gyári konstans Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 52 80 kemény csont 70 máj 60 Tipikus CT szám skála izom vér 50 40 vese szív agy 30 lágy szövetek 20 zsír tüdő 1000 990 980 100 90 80 70 60 50 40 30 20 10 0-10 -20-30 -40-50 -60-70 -80-90 -100-700 -800-900 -1000 víz levegő Becquerel Uránsók láthatatlan sugárzást bocsátanak ki (1896). Első megállapítások: a sugárzás erőssége csak az urán mennyiségtől függ. I. Curie és Joliot Bizonyok uránsókra a fenti megállapítás nem érvényes. Kb. 10 tonna joachimtahli szurokércből 0.3 mg polónium és rádium (1898). Máté: Orvosi képalkotás 2. előadás 53 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 54 9
I. Curie és Joliot Mesterséges radioaktivitás (1934). Alumíniumot α részecskékkel bombáztak: 27 4 30 13 Al + 2 He 15 P + Ezen kívül pozitron sugárzás is kimutatható, még az α sugárzó test eltávolítása után is. A magyarázat: a keletkezett foszfor izotóp spontán módon bomlik: 1 0 n 30 30 15 P 14 Si + Radioaktív bomlás során α, β, γ, pozitron, sugárzás keletkezik. Bennünket most a γ sugárzás érdekel. 0 1 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 55 e Hevesy György (1885-1966) Radioaktív izotópos nyomjelzés (1913), ezért 1944-ben kémiai Nobel-díjjal tüntették ki. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 56 Bomlástörvény N(t) = N 0 e λt = N 0 0.5 t / T1/2, ahol T 1/2 = ln 2 / λ Felezési idő ultra rövid: 50 perc rövid: 50 perc 4-5 nap közepes: 5-6 nap 60-70 nap hosszú: 70 nap 99m Tc 141 KeV, felezési idő kb. 6 óra, 113m In 396 KeV, felezési idő kb. 100 perc. Fizikai biológiai felezési idő. Csernobil (1986.04.26.) Lágy sugárzók: 0 150 KeV Közepes sugárzók: 150 450 KeV Kemény sugárzók: 450 KeV Generátor 99m Mo (lassan) 99m Tc (gyorsan) 99m Mo és 99m Tc 0.9% -os Na Cl (fiziológiás sóoldat) fiziológiás sóoldat + 99m Tc ólom árnyékoló eluáló edény Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 57 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 58 γ foton detektálása: ködkamra (a legkorábbi), Geiger-Müller féle számláló, szcintilláció, félvezetős detektor Geiger-Müller féle számláló: légritka tartály, A és B között feszültség N megszólalási plató proporcionális pont szakasz a feszültség: túl kicsi, optimális, túl nagy Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 59 A B U Fotoelektron sokszorozó (PhotoMultiplier Tube, PMT) + D 1 + D 3 fotokatód - + D 2 + D 4 A fotokatódból kilépő elektronok mindegyike átlagban 4 5 szekunder elektront vált ki a D 1 elektródából, amelyek hasonló hatást keltenek a D 2, majd elektródákban. Az anódba az elsődlegesen kiváltott elektronok számának 10 5 10 8 -szorosa csapódik. Kb. ugyanakkora jel keletkezik minden foton hatására. A nukleáris medicinában szcintillációval összekapcsolva alkalmazzák. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 60 10
Honnan jött a sugárzás? két GM cső (koincidencia), árnyékolás + kollimátor. Szcintillációs detektor kollimátor PMT DD Alumínium lemez Szcintillációs Árnyékolás kristály NaI (Tl) (ólom) A jel (impulzus) nagysága kb. arányos a PMT katódját ért fotonok számával, a γ foton energiájával. DD csak a megfelelő méretű jeleket engedi át (energia szelekció). Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 61 jel Differenciál Diszkriminátor Holtidő Ha két foton becsapódás nagyon gyorsan követi egymást, akkor a két jel összemosódik. Holtidő az a τ idő, amennyi idő el kell teljen egy impulzus detektálása után, hogy újabb impulzus detektálható legyen. Teljes felvételi idő: T, Korrigált impulzus sebesség: N / (T-N*τ), Detektált impulzus szám: N, Korrigált impulzus szám: N * T / (T-N*τ), Teljes holtidő: N*τ detektált CPS y=x a korrekció kb. 15-20% veszteségig elfogadható detektált CPS valódi CPS Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 62 Üreges mérőhely Álló detektor pl. renogáf (a vese aktivitásának mérésére): üreg kristály PMT Nincs kollimátor! Az üregbe helyezett anyag radioaktivitásának mérésére alkalmas. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 63 divergáló kollimátor Nagyobb térrész teljes aktivitásának mérésére alkalmas. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 64 Mozgó detektor (scanner) Csont sűrűség mérés fókusz látótér védő fólia konvergáló kollimátor sugár kollimátor csont detektor forrás Kis kiterjedésű térrész aktivitásának mérésére alkalmas. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 65 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 66 11
Csont sűrűség (Ca tartalom) görbe: intenzitás attenuation vastagság cm Homogén gyűrű elnyelődési képe Az elnyelődés arányos a Ca tartalommal. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 67 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 68 Magzati vérkeringés Álló detektor. Bal-jobb (L-R) shunt mérése: Anyai vérkeringés kis vérkör Köldök zsinór nagy vérkör Placenta tüdő JP BP JK BK szervezet szív Shunt: lyukas a szív bal és jobb oldalát elválasztó fal (septum), ez magzati korban fiziológiás, később kóros. A vér a nagyobb nyomású szívfélből szabadon átáramlik a másik szívfélbe. kis vérkör nagy vérkör tüdő JP BP JK BK szervezet szív Jobb-bal shunt: cianotikus arc. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 69 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 70 Bal-jobb shunt Az aktivitást intra vénásan (IV), hirtelen adják be (bolus). CPS tüdő gamma görbe T 1 tüdő gamma görbe 0 Gamma görbe illesztés: y = a (t - t 0 ) b e-c (t - t0 ) T 2 sec Shunt mérete: (T 1 + T 2 ) / T 1 = 1 + T 2 / T 1 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 71 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 72 12
Mozgó detektor: pl. pajzsmirigy leképezésére. álló mozgó előny jó időbeli felbontás jó térbeli felbontás Meander pálya Hátrány nincs (rossz) térbeli felbontás nincs (rossz) időbeli felbontás, hosszú felvételi idő Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 73 H. O. Anger (1958): x PMT 1 PMT 2 x 1 x 2 PMT 1 alig detektál szcintillációt, majdnem mindet PMT 2 detektálja. PMT 1 PMT 2 kristály γ foton látható fény fotonok kristály a γ foton detektált energiája a becsapódás helyének függvényében Az ötlet: x gamma foton látható fény fotonok kristály fényvezető réteg e e 1 e 2 a γ foton detektált energiája a becsapódás helyének függvényében PMT 1 PMT 2 x 1 x 2 e e 1 e 2 PMT 1 PMT 2 x 1 x 2 A szcintillációk zömét még most is PMT 2 detektálja, de PMT 1 most sokkal többet detektál, mint a korábbi elrendezésben. a γ foton detektált energiája a becsapódás helyének függvényében kristály fényvezető réteg Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 75 kristály PMT 1 PMT 2 fényvezető réteg x 1 x 2 A PMT 1 illetve PMT 2 által észlelt energia: e 1 illetve e 2, A foton energiája: e = e 1 + e 2, A becsapódás helyének becsült értéke: x = (e 1 x 1 + e 2 x 2 ) / e. Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 76 Egy-egy gamma kamerában sok (kezdetben 19, majd 37, ) PMT helyezkedik el, általában méh-sejt elrendezésben: Gamma kamerával készült felvétel PMT -k e = e i, x = e i x i / e, y = e i y i / e, z = e Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 77 Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 78 13
Gamma kamera Analóg kamera védő fólia kollimátor ólom árnyékolás kamera differenciál diszkriminátor A/D konverter számítógép X, Y, Z jel Digitális kamera képernyő kamera A/D E DD L H számítógép alumínium lemez kristály fényvezető réteg PMT-k X, Y, Z kiszámító Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 79 energia linearitás homogenitás korrekció Máté: Orvosi képfeldolgozás 3. előadás 80 kamera differenciál diszkriminátor Analóg kamera A/D konverter képernyő számítógép Kalibráció, korrekció Kalibráció: a mért eredmény összevetése az elméleti értékkel. Korrekció: a mérési eredmény olyan módosítása, hogy a mérés az elméleti eredményt szolgáltassa. N PMZ korrekció: Digitális kamera kamera A/D E DD L H számítógép energia linearitás homogenitás korrekció Máté: Orvosi képalkotás 81 KeV elméleti érték Többnyire analóg módon (potenciométerekkel) történik. Máté: Orvosi képalkotás 82 Energia kalibráció (pixelenként): A felvétel párhuzamosan két energia ablakon történik, a két energia ablak szimmetrikusan helyezkedik el az elméleti energiacsúcs mellett. A detektált impulzusok száma p 1, p 2. Energia korrekciós mátrix 1. c (= a korrekciós érték) = 0, 2. p 1 = p 2 = 0, 3. felvétel a beállított korrekcióval, 4. ha p 1 >> p 2, akkor c += Δ, ha p 1 << p 2, akkor c -= Δ, 5. ha c változott, 2, különben 3. p 1 p 2 w 1 w 2 elméleti energiacsúcs Máté: Orvosi képalkotás 83 0 + Máté: Orvosi képalkotás 84 14
Linearitás kalibráció: Ismert geometriájú rács leképezése. Az egyes rácspontok képe nem az elméletileg meghatározható pontokban keletkezik. Korrekciós érték az a (pixel függő) Δx, Δy pár, amit hozzá kell adni a rácspont képének koordinátáihoz, hogy a képpont az elméletileg meghatározott helyre kerüljön. Δx Δy Linearitás kalibrációs kép A rácspontokhoz tartozó korrekciós értékek bilineáris interpolációjával a korrekciós érték minden pixelre meghatározható. Máté: Orvosi képalkotás 85 Máté: Orvosi képalkotás 86 Linearitás korrekciós képek Homogenitás kalibráció: Homogén sugárforrás leképezése. A korrekció pixeltől függő. p = n / N ( < 1) mért n n N 0 + Máté: Orvosi képalkotás 87 Minden impulzust p valószínűséggel használunk a kép alkotásban: ha a fűrészrezgés értéke a t időpontban kisebb, mint p, akkor az impulzus felhasználható, különben nem. Ha n értékét túlságosan kicsire választjuk, csökken az érzékenység (hatásfok): DPM / CPM % Máté: Orvosi képalkotás 88 1 p 0 t Homogenitás kalibrációs képek A kamera érzékenysége és inhomogenitása függ a fotonok energiájától Korrekciós mátrixok energia linearitás 99m Tc 201 Tl 141 KeV 167 KeV 0 + homogenitás Tc homogenitás Tl Máté: Orvosi képalkotás 89 0 + Máté: Orvosi képalkotás 90 15
Minőség ellenőrzés/biztosítás (Quality Control, QC) UFOV (Useful Field Of View), CFOV (Central Field Of View) Érzékenység : A kamerát érő impulzusok hány százalékát képes érzékelni Minőség ellenőrzés/biztosítás (Quality Control, QC) Feloldóképesség: Modulációs Transzfer Függvény Tárgy: a + b cos (2π ωx) Kép: a K Φ + b M Φ (ω) cos (2π ωx P Φ (ω)) Feloldóképesség: PSF, LSF, fél-, tizedérték szélesség A leképezés erősítő (K Φ > 1), gyengítő (K Φ < 1) 1 MTF FWHM FWTM M Φ : P Φ : MTF (Modulációs Transzfer Függvény) PTF (Fázis Transzfer Függvény) 0 ω Máté: Orvosi képalkotás 91 Máté: Orvosi képalkotás 92 Linearitás Uniformitás: Max: maximum, Min: minimum a tartományon Uniformitás: (Max Min) / (Max + Min) Integrál uniformitás: a tartomány UFOV vagy CFOV Differenciál iál uniformitás: itá a tartomány t 5 egymás melletti (x irányú) vagy egymás alatti (y irányú) pixel. A tartomány végigfut UFOV-on illetve CFOV-on, és venni kell a maximális uniformitás értéket. Máté: Orvosi képalkotás 93 Máté: Orvosi képalkotás 94 Mellékpajzsmirigy vizsgálat F 1 : Tl felvétel (aktivitás a pajzsmirigyben és a mellékpajzsmirigyben), F 2 : Tc felvétel (aktivitás a pajzsmirigyben). p = A (p 1 B p 2 ) p: p(x,y) pixel érték a különbség képen. p + = p, ha p > 0, különben 0, p = p, ha p < 0, különben 0. A és B választása akkor megfelelő, ha az F + és F képen a pajzsmirigy vetületében csak zaj marad, a pajzsmirigy mindkét képen kis (kb. egyforma) intenzitással látszik. A nak a szerepe csak az, hogy a halványabb területek is jól látszódjanak. ROI (Region Of Interest érdekes terület) P olyan terület, ahova nem vetül mellékpajzsmirigy, csak pajzsmirigy. S 1 illetve S 2 a P terület teljes aktivitása F 1 -en illetve F 2 -n. jó választás. B = S 1 / S 2 Máté: Orvosi képalkotás 95 Máté: Orvosi képalkotás 96 16
Szívizom perfúzió (vérátfolyás) Tl Tc bal kamra tüdő jobb kamra különbség máj lép A bal kamrai szívizom vérellátásának megítélését zavarja az inhomogén háttér aktivitás. Máté: Orvosi képalkotás 97 Máté: Orvosi képalkotás 98 Szívizom perfúzió (vérátfolyás) Cirkumferenciális profil görbe Goris Watson féle háttér levonás a φ CPS d y 1 x 1 x 2 y 2 b O C Súlyok: w a = y 2 / y 1 + 1, w b = x 1 / x 2 + 1, w c = y 1 / y 2 + 1, w d = x 2 / x 1 + 1 Háttér: (a w a + b w b + c w c + d w d ) / (w a + w b + w c + w d ) c R = OC r = c R 0 0 360 0 Keresendő minden sugár mentén a maximális (átlagos, ) érték az r, R sugarú körgyűrűben. Máté: Orvosi képalkotás 99 Máté: Orvosi képalkotás 100 Dinamikus vizsgálat A betegről az aktivitás beadása után azonos felvételi irányból egy kép sorozat készül. A kép sorozat az aktivitás eloszlásának időbeli változását mutatja, miáltal valamely, a szervezetben zajló folyamat nyomon követésére nyílik lehetőség. vese Kamera renográfia: A szervezetbe juttatott radiofarmakont a vese kiválasztja, a vizelettel együtt a hólyagba kerül. A folyamatot zavarja a háttér aktivitás. jobb bal háttér hólyag Máté: Orvosi képalkotás 101 Máté: Orvosi képalkotás 102 17
CPS jobb vese bal vese háttér hólyag Idő / aktivitás görbe: min az összes illetve a pixelenkénti aktivitás alapján Máté: Orvosi képalkotás 103 Kamera renográfia RENO.gif Máté: Orvosi képalkotás 104 Háttér levonás (korrekció) V aktivitás, T terület Összes aktivitás esetén: V C = V V BG T / T BG vagy 0 CPS háttér korrigált görbe illesztett a*0.5 t / b görbe Index TMax min Fontos paraméterek: Index, TMax, T1/2 (= b) Máté: Orvosi képalkotás 105 Máté: Orvosi képalkotás 106 Clearance (tisztulás, ürülés, klírensz) A mérések kamerán és üreges mérőhelyen történnek. Számolás: Minden aktivitást a beadás időpontjára kell visszaszámolni! kamera Teli fecskendő C 0 Teli Standard C 1 Beadás, renográfia, Üres fecskendő C 2 üreges mérőhely Standard D ml -re hígítása után 1 ml Stand Bomlás korrekció: ha t = t 1 időpontban az aktivitás N 1, akkor a bomlástörvény alapján N 1 = N 0 0.5 t1 / T1/2, ahol N 0 a t = 0 időpontbeli aktivitás. Innen N 0 = N 1 0.5 t1 / T1/2 = N 1 2 t1 / T1/2. Máté: Orvosi képalkotás 107 Máté: Orvosi képalkotás 108 18
A kamerán mérve Teli: C 0, Teli-Standard: C 1, Üres: C 2 Üreges mérőhelyen: Standard aktivitása: St = D * Stand Ba: (C 1 C 2 ) = St : (C 0 C 1 ) Ba = D * Stand * (C 1 C 2 ) / (C 0 C 1 ) Clearance görbe: aktivitás = A e k t (A =?, k =?) t 1 és t 2 időpontban vérvétel, a levett vér 1 ml ének az aktivitása: P 1, P 2. Ezeket behelyettesítve, logaritmálva: ln(p 1 ) = ln(a) k t 1 ln(p 2 ) = ln(a) k t 2 véve a két egyenlet különbségét, átrendezve: k = (ln(p 1 ) ln(p 2 )) / (t 2 t 1 ) k ismeretében A meghatározható: A = P 1 e + k t1 Máté: Orvosi képalkotás 109 A = P 1 e + k t1 Megoszlási tér: V = Ba / A Clearance: C = A * k Ha V ismert, akkor Ba = A * V alapján pl. a vér alkohol, kábítószer, tartalmának két utólagos mérésével meghatározható, hogy egy adott időpontban mekkora volt a vér alkohol, kábítószer, tartalma, koncentrációja. Máté: Orvosi képalkotás 110 EKG kapuzott (ECG gated) szív vizsgálat Gyakran előforduló probléma: R R R R hullám R hullám R R távolság 1. 2. 1 2 n... n. extra systole kompenzációs pauza kamra térfogat görbe A felvétel több száz szívcikluson keresztül tarthat. Máté: Orvosi képalkotás 111 Lehetőség van arra, hogy a leggyakoribb R-R távolságtól jelentősen eltérő hosszúságú ciklusokat, sőt, az ezeket követő 1, 2, ciklust is kihagyjuk a felvételből. Máté: Orvosi képalkotás 112 R hullám R hullám R R távolság 1 2 n 1. 2.... GATEDmozi.gif 1. 2. 1. 2. Kapuzott képsorozat n....... n. Puffer 1 Puffer 2 n. Máté: Orvosi képalkotás 113 Máté: Orvosi képalkotás 114 19
A bal kamra funkciójának vizsgálata Vérben maradó radiofarmakon. EKG kapuzott vizsgálat. CPS ED Ejekciós Frakció (kibocsátási hányados): bal kamra jobb kamra EF = (EDV ESV) / EDV * 100% (EDC ESC) / EDC * 100% bal kamra ED ES háttér ms máj lép ED ES End Diastole: ED, End Systole: ES, térfogat: V, beütésszám: C Háttér korrekció! Máté: Orvosi képalkotás 115 Néha ESC t a bal kamra ES s vetülete alapján számítják Máté: Orvosi képalkotás 116 Parametrikus képek Sok kis ROI sok görbe áttekinthetetlen Sokszor nem az egész görbe, hanem csak egy-egy jellemzője érdekes. Minden pixel külön ROI ROI-nként görbe Függvény illesztés Kép, melyben minden pixel = a kívánt jellemző értéke Ha egy pixelben a jellemző nem számítható, akkor 0 vagy más speciális értéket adhatunk meg. Máté: Orvosi képalkotás 117 Máté: Orvosi képalkotás 118 Példák parametrikus képekre: PMax: pixelenkénti maximális érték TMax: pixelenként a maximum elérésének ideje (esetleg a kép indexe) T1/2: T fél érték (exponenciális/lineáris függvény illesztés alapján). Ha egy pixelben nincs ürülés, ott 0 vagy nagyon nagy lehet T1/2 HIDAmozi.gif MTT: (Mean Transit Time) átlagos átfolyási idő Fázis és amplitúdó kép Máté: Orvosi képalkotás 119 Máté: Orvosi képalkotás 120 20
Fázis és amplitúdó kép Az EKG kapuzott vizsgálat esetén minden pixel érték periodikusan változik, tehát Fourier sorba fejthető. Legyen F k a sorozat k. képe (1 k n) és ϕ k = (2k 1) π / n, akkor C = F k cos ϕ k a cos kép, S = F k sin ϕ k a sin kép, F M = 1/n F k az átlag kép (mean), F P = arctg (S/C) a fázis kép (phase), F A = 2/n C 2 + S 2 az amplitúdó kép, F k F M + F A cos (ϕ k F P ) Az amplitúdó kép azt mondja meg, hogy az egyes pixelekben milyen erős a pulzáció, a fázis kép pedig azt, hogy mikor történik az összehúzódás. Máté: Orvosi képalkotás 121 GATEDmozi.gif Máté: Orvosi képalkotás 122 Funkcionális képek Funkcionális képek Faktor analízis (fő komponens analízis PCA) = * l(t) + * h(t) + zaj F 1, F 2, F n L H Az L és H kép azt mutatja, hogy az egyes pixelekben milyen mértékben van jelen a tüdő és a szív. l(t) és h(t) azt mutatja, hogy hogy működik a tüdő és a szív. Ω 1, Ω 2,, Ω m faktor képek és ω 1 (t), ω 2 (t),, ω m (t) faktor sorozat. Általában m << n. m F k Ω i ω i (k) mátrix alakban: F Ω ω i=1 L és H fiziológiás (faktor) képek, l(t) és h(t) fiziológiás faktorok. A lehetséges m tagú sorozatok között (F Ω ω) 2 minimális. Máté: Orvosi képalkotás 123 Máté: Orvosi képalkotás 124 Nem fiziológiás faktorok (negatív elemeket is tartalmaznak)! Faktor transzformáció: ha T invertálható, akkor legyen Φ = Ω T, ϕ = T -1 ω, Φϕ = (Ω T) (T -1 ω) = Ω (T T -1 ) ω = Ω ω Kérdések: a faktorok száma, a fiziológiás faktorok egyértelműsége, a fiziológiás faktorok stabilitása. Ha Φ és ϕ nem tartalmaz negatív elemeket, fiziológiásnak tekinthető. A transzformáció megkereséséhez használható kritériumok: pozitivitás (Φ i minden pixele és ϕ i minden pontja 0), bizonyos területeken bizonyos szerv nincs jelen (a ROI fölött Φ i = 0). A zaj miatt a kritériumok általában csak közelítőleg teljesíthetők. Máté: Orvosi képalkotás 125 Máté: Orvosi képalkotás 126 21
Szív, aorta Máj, lép Eredeti képek Kondenzált képek Transzport folyamat, pl. mukocilliáris klírensz (a légcső tisztulása). Vese kéreg ROI Háttér Vese medence Húgy hólyag Faktorok alapján rekonstruált képek FAKTORmozi.gif F 1 F 2 F n kondenzált kép Máté: Orvosi képalkotás 127 Máté: Orvosi képalkotás 128 Gyomor ürülés F 1 F 2 F n összeg (PMax, ) GYOMORmozi.gif kondenzált kép Gyomor ürülés Máté: Orvosi képalkotás 129 Máté: Orvosi képalkotás 130 SPECT (Single Photon Emission Computer Tomograpy) SPECT-ként is alkalmazható gamma kamerák Gamma kamera K 0 0 ϑ szögű vetület (egyszerre több metszeté) Gentry Korrekciók Homogenitás / Uniformitás, Középpont vándorlás (Centre Of Rotation, COR), Gyengülés (attenuation). Máté: Orvosi képalkotás 131 Máté: Orvosi képalkotás 132 22
pontforrás vetülete Pont forrás vetületének x, y koordinátája ϑ függvényében x x x A kamera felszíne y Z y ϑ ϑ középpont pontforrás y elölnézet Gentry forgási sík oldalnézet eredeti görbék eredeti + illesztett Máté: Orvosi képalkotás 133 Máté: Orvosi képalkotás 134 Attenuation (gyengülési) korrekció (Chang) Attenuaton az R i sugáron: e μ Ri Átlagos: M ( e μ Ri ) / M i=1 (x, y) Korrekciós mátrix: M C(x, y) = M ( e μ Ri ) 1 i=1 Korrekció: I C (x, y) = C(x, y) I(x, y) μ értékét tapasztalati úton határozzák meg Máté: Orvosi képalkotás 135 R i Eredeti kép Gyengülés korrekció utáni kép Máté: Orvosi képalkotás 136 JASCZSAK FANTOM Több fejes leképező rendszerek ~2 mm a metszetek vastagsága Két fejes Három fejes Állítható szögű két fejes Máté: Orvosi képalkotás 137 Máté: Orvosi képalkotás 138 23
rekonstrukció Projekciók transzverzális metszetek 3D adatok (X, Y, Z) bal sodrású koordináta rendszer X: jobb bal, Y: elől hátul, Z: fej láb A metszetek sorrendje: (X, Y) transzverzális: fej láb (X, Z) frontális: elöl hátul (Y, Z) szagittális: jobb bal Képernyő: y Máté: Orvosi képalkotás 139 x fej jobb Z jobb y elöl fej láb Y x bal 3 dimenziós (3D) adatok hátul láb frontális (koronális) metszet X bal hátul fej x láb elöl y szagittális metszet y hátul jobb bal x elöl transzverzális (transzaxiális) metszet Balsodrású koordináta rendszer voxel Máté: Orvosi képalkotás 140 Inhomogén koordináták x y z Homogén koordináták x y z 1 = c*x c*y c*z c*1 Homogén lineáris transzformációk (c 0) Voxel transzformáció (forward): a V voxel értéke a TV voxelbe kerül. eltolás M szeres nagyítás nyírás (Δx, Δy, Δz)-vel: az origóból: pl. x-től függő y irányú 1 0 0 Δx M 0 0 0 1 0 0 0 0 1 0 Δy 0 M 0 0 n 1 0 0 0 0 1 Δz 0 0 M 0 0 0 1 0 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 T = t 11 t 12 t 13 t 14 t 21 t 22 t 23 t 24 t 31 t 32 t 33 t 34 t 41 t 42 t 43 t 44 forgatás ϕ szöggel (C = cos ϕ, S = sin ϕ) Z körül: Y körül: X körül: C S 0 0 C 0 -S 0 1 0 0 0 -S C 0 0 0 1 0 0 0 C S 0 0 0 1 0 S 0 C 0 0 -S C 0 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 Máté: Orvosi képalkotás 141 Máté: Orvosi képalkotás 142 Inverz transzformáció (reverse): a transzformált kép V voxele az eredeti kép T -1 V voxeléből kapja az értékét. eltolás M szeres nagyítás nyírás (Δx, Δy, Δz)-vel: az origóból: pl. x-től függő y irányú 1 0 0 -Δx 1/M 0 0 0 1 0 0 0 0 1 0 -Δy 0 1/M 0 0 -n 1 0 0 0 0 1 -Δz 0 0 1/M 0 0 0 1 0 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 forgatás ϕ szöggel (C = cos ϕ, S = sin ϕ) Z körül: Y körül: X körül: C -S 0 0 C 0 S 0 1 0 0 0 S C 0 0 0 1 0 0 0 C -S 0 0 0 1 0 -S 0 C 0 0 S C 0 0 0 0 1 0 0 0 1 0 0 0 1 Máté: Orvosi képalkotás 143 Agy felvétel reorientációja transzverzális forgatott tr. módosított frontális forgatott fr. módosított szag. forgatott szag. Anatómiai atlaszokban használt orientációk: transzverzális frontális szagittális Máté: Orvosi képalkotás 144 24
Szív vizsgálatokhoz kifejlesztett két fejes SPECT Szív vizsgálatokhoz kifejlesztett két fejes SPECT Máté: Orvosi képalkotás 145 Máté: Orvosi képalkotás 146 Szív vizsgálatokhoz kifejlesztett SPECT Bal kamra (szívizom) reorientációja transzverzális forgatott tr. módosított szagittális Anatómiai atlaszban használt metszetek: rövid tengely (traszaxiális) metszet frontális metszet szagittális metszet Máté: Orvosi képalkotás 147 Máté: Orvosi képalkotás 148 Bull s eye...... Modell: henger félgömb Máté: Orvosi képalkotás 149 Máté: Orvosi képalkotás 150 25
A a r rövid tengely metszet (x, y) ρ ϕ BULLSEYEmozi.gif A a r kúp palást A : R = a : ρ (a > r π / 2)? metszet : kúp (x, y) értéke az egyenes menti értékekből származik Máté: Orvosi képalkotás 151 Máté: Orvosi képalkotás 152 Positron Emission Tomography (PET) Pozitron sugárzók T 1/2 18 F 110 min 11 C 10 min 13 N 10 min 15 O 2 min Általában ciklotron termék. e + 180 0 e Nehéz detektálni, kollimálni: drága. Máté: Orvosi képalkotás 153 Máté: Orvosi képalkotás 154 x 2 (x x 1 ) : z 1 = (x 2 x 1 ) : (z 1 + z 2 ) x 1 x x = (x 1 z 1 + x 2 z 2 ) / (z 1 + z 2 ) z 1 z 2 D 1 D 2 y = (y 1 z 1 + y 2 z 2 ) / (z 1 + z 2 ) Elektronikus kollimáció. Koincidencia: N t (true), N r (random) N = N t + N r tűrés: τ D 1 τ τ egységnyi idő alatt N 1 D 2 egységnyi idő alatt N 2 N 1 * 2 τ idő alatt következhet be véletlen koincidencia 1 : N 2 = (N 1 * 2 τ) : N r N r = 2 N 1 N 2 τ N r / N 2 2 N 1 τ A véletlen koincidenciát alacsonyan kell tartani! Máté: Orvosi képalkotás 155 Time of flight A d Δd P PA = d + Δd PB = d Δd c a fénysebesség t A = (d + Δd) / c t B = (d Δd) / c Δt = t A t B = 2 Δd / c, Δd = c Δt / 2 Általában Δt << τ Ha Δt = 1 nsec: Δd = 300.000 km/sec * 1 nsec / 2 = 15 cm Tipikus (1985-ben): Δt = 400 psec Δd = 6 cm Máté: Orvosi képalkotás 156 d B 26
detektor gyűrűk Pozitron Emissziós Tomograf (PET) s ϑ Felbontás: függ az izotóptól, a környező anyagtól (fékeződés). FWHM kb. konstans UFOV-on. A mai PET-ek jól közelítik az elméletileg elérhető FWHM-et. Máté: Orvosi képalkotás 157 Máté: Orvosi képalkotás 158 Máté: Orvosi képalkotás 159 Attenuation Annak a valószínűsége, hogy a foton eléri a detektort e μl1 ill. e μl2, a koincidencia valószínűsége e μl1 * e μl2 = e μ(l1 + l2) (független események). l e 1 * e e μ( x ) dx μ( x ) dx l 1 + l 2 μ( x ) dx l 2 = Az elnyelődés szempontjából közömbös, hogy az egyenes mely pontjában történt a pozitron kibocsátás. 511 KeV-es külső forrással mérhető a gyengülés, pontos gyengülés korrekció lehetséges a szinogramon. Máté: Orvosi képalkotás 160 l 1 l 2 F = F(t) C A (t) (flow) 1. sejt közötti tér tökéletes keveredés Két kompartmentes modell k 21 k 12 (artériás koncentráció) 2. sejten belüli tér F C V (t) (vénás koncentráció. Nem mérhető!) Q 1, Q 2 a tracer mennyisége az 1., 2. kompartmentben ( /cm 3 ) Általában feltehető, hogy F konstans. Máté: Orvosi képalkotás 161 F = F(t) C A (t) (flow) 1. sejt közötti tér F C V (t) k 21 k 12 Két kompartmentes modell 2. sejten belüli tér Ha feltételezhető, hogy a kompartmentek közötti tracer vándorlás lineárisan függ a kínálattól, akkor: Q 1 (t) = F C A (t) F C V (t) k 21 Q 1 (t) + k 12 Q 2 (t) Q 2 (t) = k 21 Q 1 (t) k 12 Q 2 (t) F Q 1 (t) / V, ahol V az első kompartment térfogata V más mérésekből ismert lehet! Máté: Orvosi képalkotás 162 27
F = F(t) C A (t) (flow) Két kompartmentes modell Több kompartmentes modell, pl.: 1. sejt közötti tér F C V (t) k 21 k 12 2. sejten belüli tér Vér F(t), C A (t) k 21 k 12 Sejt közötti tér Q 2 (t) k 32 k 23 Sejten belüli szabad Q 3 (t) k 43 Sejten belüli kötött B 4, Q 4 (t) Q 1 (t) =FC A (t) FC V (t) k 21 Q 1 (t) + k 12 Q 2 (t) Q 2 (t) = k 21 Q 1 (t) k 12 Q 2 (t) A nehézséget az okozza, hogy csak C A (t) és C T (t) = Q 1 (t) + Q 2 (t) mérhető. Lineáris tagok. Pl. k 32 jelentése: a 3-ba a 2-ből jutó tracer mennyisége lineárisan függ a kínálattól, azaz: k 32 Q 2 (t) Általában F re, k 12, k 21 -re vagyunk kíváncsiak. Máté: Orvosi képalkotás 163 Máté: Orvosi képalkotás 164 Vér F(t), C A (t) k 21 k 12 Sejt közötti tér Q 2 (t) k 32 k 23 Sejten belüli szabad Q 3 (t) k 43 Sejten belüli kötött B 4, Q 4 (t) Vér F(t), C A (t) k 21 k 12 Sejt közötti tér Q 2 (t) k 32 k 23 Sejten belüli szabad Q 3 (t) k 43 Sejten belüli kötött B 4, Q 4 (t) Bilineáris tagok. Pl. B 4, k 43 jelentése: csak korlátos mennyiségű (B 4 ) tracer kerülhet kötött állapotba. Minél nagyobb a kínálat, annál több, de minél jobban közelíti a kötött anyag mennyisége az elérhető maximumot, annál kevesebb tracer jut a 4. kompartmentbe a 3-ból. Matematikailag: (B 4 Q 4 (t)) k 43 Q 3 (t) vagy: B 4 k 43 Q 3 (t) Q 4 (t) k 43 Q 3 (t) lineáris bilineáris (Q 3 -ban és Q 4 ben is lineáris) Máté: Orvosi képalkotás 165 Olyan differenciál egyenlet rendszerhez vezet, amelyben F(t), C A (t), Q i (t) függvények, k ij, B i konstansok, C A (t), Q i (t) mérhető. Pl. a fenti modell differenciál egyenlet rendszere: Q 2 (t) = k 21 F(t) C A (t) (k 12 + k 32 ) Q 2 (t) + k 23 Q 3 (t) Q 3 (t) = k 32 Q 2 (t) (k 23 + (B 4 Q 4 (t)) k 43 ) Q 3 (t) Q 4 (t) = (B 4 Q 4 (t)) k 43 Q 3 (t) Máté: Orvosi képalkotás 166 Kész rendszerek, pl.: RFIT A Program for Fitting Compartmental Models to Region-of- Interest Dynamic Emission Tomography Data Lawrence Berkeley Laboratory, University of California Patlak módszer Plazma Vér F(t), C A (t) k 21 k 12 Sejt közötti tér Q 2 (t) k 32 k 23 Sejten belüli szabad Q 3 (t) k 43 Sejten belüli kötött B 4, Q 4 (t) reverzibilis kompartmentek A fenti modell az upmod 12 21 23 32 r43 paraméter sorral adható meg. r (saturable receptor) korlátos mennyiségű tracer befogadására képes kompartment. Máté: Orvosi képalkotás 167 Irreverzibilis kompartment k ij i j K i i p: effektív vándorlási sebesség Máté: Orvosi képalkotás 168 28
Ha a plazma koncentráció C P (t) = C P konstans, akkor elég hosszú idő után az i-ik kompartment tracer felvétele (uptake): U i (t) = K i C P t + konstans. Ha C P (t) nem konstans (Patlak): t U i (t) = K i C P (τ) dτ + (V O + V P ) C P (t) 0 (ahol V O = eloszlási lá térfogat, t V P = plazma térfogat), t) innen t C P (τ) dτ U i (t) 0 = K i + (V O + V P ) C P (t) C P (t) Y (t) = K i X (t) + b alakú. Máté: Orvosi képalkotás 169 z visszaverődés Ultrahang (UH) transducer kapcsoló S(x, y) jel feldolgozó p(t) c víz = 1440 m/s e(t) kijelző R(x, y, z): reflexivitás az (x, y, z) pontban. Lehet irányfüggő: tükröző vagy irány független: diffúz (ez az előnyös) S(x, y): a transducer karakterisztikája 1 a kilépő felületen, 0 másutt S(x, y) S 2 (x, y) Máté: Orvosi képalkotás 170 z visszaverődés Ultrahang (UH) transducer kapcsoló S(x, y) jel feldolgozó p(t) c víz = 1440 m/s e(t) kijelző p(t): a kibocsátott jel, p(t 2z/c): a z távolságból gyengítetlenül visszavert jel. p csak p(t)-től, a transducertől és a jelfeldolgozótól függ. Síkhullám: kibocsátó felület >> hullámhossz kicsi az elhajlás, nagy a kibocsátó felület rossz a térbeli felbontás, a visszaverő felület kicsi vagy érdes diffúz a visszaverődés, R kicsi elhanyagolható a többszörös visszaverődés. Máté: Orvosi képalkotás 171 Máté: Orvosi képalkotás 172 z visszaverődés transducer kapcsoló S(x, y) jel feldolgozó p(t) e(t) p(t 2z/c) kijelző S 2 (x, y) p(t 2z/c) R(x, y, z) S 2 (x, y) p(t 2z/c) (e 2αz / z 2 ) R(x, y, z) S 2 (x, y) p(t 2z/c) (e 2αz / z 2 ) R(x, y, z) S 2 (x, y) p(t 2z/c) dx dy dz e(t) = K (e 2αz / z 2 ) R(x, y, z) S 2 (x, y) p(t 2z/c) dx dy dz Máté: Orvosi képalkotás 173 e(t) = K (e 2αz / z 2 ) R(x, y, z) S 2 (x, y) p(t 2z/c) dx dy dz S 2 (x, y) S (x, y) Ha p(t) rövid (csak kis t esetén 0), akkor p(t) is rövid, azaz csak t 2z/c 0 esetén 0. Ebben a rövid intervallumban z ct/2 és e 2αz / z 2 e αct / (ct/2) 2 Attenuation korrekció: e c (t) = g(t) e(t) = (ct/2) 2 e αct e(t) = e c (t) = K R(x, y, z) S(x, y) p(t 2z/c) dx dy dz Máté: Orvosi képalkotás 174 29
e c (t) = K R(x, y, z) S(x, y) p(t 2z/c) dx dy dz A scan: Ha S az origó körüli kis kör, és p(t) rövid, akkor az integrál t-beli értékét R -nek csak a (0, 0, ct/2) pont környékén felvett értéke befolyásolja, így szaruhártya szemlencse szemfenék eleje hátulja R e c (t) K R(0, 0, ct/2) S(x, y) p(t 2z/c) dx dy dz = c R(0, 0, ct/2) K S(x, y) p(t 2z/c) dx dy dz R(0, 0, z) e c (t) / K S(x, y) p(t 2z/c) dx dy dz a készülékre jellemző konstans hályog z = ct/2 Máté: Orvosi képalkotás 175 Máté: Orvosi képalkotás 176 M mode: mozgás miatt az idő függvényében változó reflexivitás megjelenítése. T időközönként végzett A scan értékeit színkódoltan ábrázoljuk egy-egy oszlopban. T > 2z max / c, pl. T = 1 ms z Bőr... Szeptum Szívbillentyű... M módú kép z = ct / 2, t < T nt Jól látható a mitrális billentyű mozgása Máté: Orvosi képalkotás 177 Máté: Orvosi képalkotás 178 B mode: Keresztmetszeti kép. A transducer egyenletes sebességgel forog, és közben T időközönként A scan-t készít, melynek értékeit színkódoltan ábrázolja a transducer középpontjában állított normálisnak megfelelő egyenes mentén. Pl. magzati UH kép. z ϕ Máté: Orvosi képalkotás 179 Máté: Orvosi képalkotás 180 30
Bal kamra Bal pitvar B módú képek Máté: Orvosi képalkotás 181 Doppler UH A visszavert jel frekvenciája nagyobb (kisebb), mint a kibocsátott jel frekvenciája, ha a visszaverő felület közeledik (távolodik). λ = c / ν t = 0 t = τ cτ vτ λ λ = c / ν cτ = vτ + λ τ = λ / (c v) λ = τ (c + v) = λ (c + v) / (c v) λ = λ (c + v) / (c v) ν = ν (c v) / (c + v) Máté: Orvosi képalkotás 182 Lamináris áramlás sebesség profil A készülék segít a célzásban Normális Csökkent Vénás keringés vizsgálata Artéria: pulzáló sebesség Véna: áramlási sebesség Máté: Orvosi képalkotás 183 Máté: Orvosi képalkotás 184 Mágneses rezonancia (MR, MRI, NMR) Bloch, Purcell 1946, Nobel díj 1952. Mágneses momentum - + A bal kamra spontán telődése A bal kamra telődése a pitvari összehúzódás hatására Máté: Orvosi képalkotás 185 spin (kvantum mechanika) Protonok és Neutronok száma páros: 0 spin ( 4 He, 12 C, = 0), P és N száma páratlan: egész spin ( 2 H: 1, 10 B: 3, ), P + N páratlan: egész + fél spin ( 1 H, 15 N: 1/2, 17 O: 5/2). Máté: Orvosi képalkotás 186 31
Mágneses térben a mágneses momentum az erővonalakkal csak meghatározott szöget zárhat be. Különböző irányokhoz pl. párhuzamos és antipárhuzamos különböző energia szint tartozik. erős mágneses tér relaxáció equilibrium Szoba hőmérsékleten a párhuzamos spinű tracer (proton) relatív többlete kb. 10 6 nagyságrendű (Boltzmann statisztika). D É D É D D É É párhuzamos alacsony energia szint antipárhuzamos magas energia szint (gerjesztés) rádió hullám rádió hullám Föld mágnesesség: egyenlítőn 0.3 G a sarkokon 0.7 G MR: 1 15 KG = 0.1 1.5 T 1 T (Tesla) = 10 4 G (Gauss) Máté: Orvosi képalkotás 187 A két energia szint különbsége E. E = h γ B h a Planck féle állandó γ a giromágneses együttható B a mágneses térerősség γ = impulzus momentum / mágneses momentum Larmor frekvencia: ν = γ B, 1 H esetén 42.58 MHz / T. Máté: Orvosi képalkotás 188 Makroszkopikus tárgyalás Spin csomag: egy kis térrészben lévő spin-ek összessége. Mágnesezettségi vektor: a spin csomagban lévő spin-ek által képviselt eredő mágneses momentum. z x M 0 y Larmor frekvencia: ν = γ B, 1 H esetén 42.58 MHz / T. Máté: Orvosi képalkotás 189 Mutasson a mágneses tér a z tengely irányába, ekkor nyugalmi állapotban a mágnesezettségi vektor (M 0 ) a z tengely irányába mutat. Máté: Orvosi képalkotás 190 x z M 0 α y Larmor frekvenciájú rádió hullámmal forgatónyomatékot tudunk gyakorolni a mágnesezettségi vektorra, ennek hatására a mágnesezettségi vektor elfordul. Megfelelő pulzus alkalmazásával elérhető, hogy a mágnesezettségi vektor z komponense 0 (RF90) vagy M 0 (RF180) legyen. A rendszert magára hagyva a mágnesezettségi vektor fokozatosan visszatér az eredeti állapotába: RF90 esetén M = t/ T1 z M 0 (1 e ) Az elfordulás a rádió hullámok terjedési irányára merőleges síkban történik, az elfordulás szöge arányos a rádió hullám amplitúdójával és a kibocsátás idejével (RF pulzus). RFα: a mágnesezettségi vektort α-val forgató pulzus. RF180 esetén M z = M 0 (1 2e t / T1 ) T 1 : longitudinális relaxációs idő (spin lattice relaxation time) kb. 300-2000 ms Máté: Orvosi képalkotás 191 Máté: Orvosi képalkotás 192 32
Ha a mágnesezettségi vektor szöget zár be a z tengellyel, akkor a z tengely körül Larmor frekvenciával precessziós mozgást végez (pörgettyű forgatónyomaték hatása alatt), miközben a z-re merőleges komponense (M xy ) fokozatosan csökken, ezt a jelet tudjuk mérni: M xy = M xy0 e t/ T2 A kezdetben azonos fázisban precesszáló spin-ek a lokálisan kissé eltérő mágneses térerősség hatására kiesnek a fázisból, és a továbbiakban már nem erősítik egymás hatását annyira. T 2 : transzverzális relaxációs idő (spin-spin relaxation time). T 2 << T 1 T2 kb. 30 150 ms T 1 és T 2 függ. a spin környezetének fizikai, kémiai tulajdonságaitól Máté: Orvosi képalkotás 193 Máté: Orvosi képalkotás 194 90-FID szekvencia: RF90 0 FID T R (FID Free Induction Decay): exponenciálisan csillapodó hullám. A nyugalmi állapothoz történő visszatéréskor energia szabadul fel, ez az energia Larmor frekvenciájú rádió hullám formájában kisugárzódik Máté: Orvosi képalkotás 195 RF90 0 FID T R Általában a jel-zaj viszony javítása érdekében T R időnként megismétlik az egész folyamatot (pulzus és felvétel), ilyenkor a mágnesezettségi vektor még nem egészen tér vissza a nyugalmi állapotába, ezért az ismétlés során elforgatott vektor kisebb, mint M 0 : M z = M 0 (1 e TR / T1 ), így a jel nagysága is ezzel arányos (de T 2 -nek megfelelően csökkenő): S = k ρ (1 e TR/ T1 ), ahol k arányossági tényező, ρ pedig a spin (proton) sűrűség. Máté: Orvosi képalkotás 196 Spin Echo szekvencia: echo Spin Echo szekvencia: echo RF90 RF180 RF90 RF180 0 (FID) T E T R A 90 0 -os pulzus után a precesszáló spin-ek fokozatosan kiesnek a fázisból, a 180 0 -os pulzus után azok, amelyek eddig siettek, most messzebbről indulnak, egy idő múlva újra szinkronba kerülnek, majd ismét kiesnek a szinkronból. A jel először erősödik, majd gyengül (T 2 -nek megfelelően). A jel maximális nagysága: S = k ρ (1 e TR/ T1 ) e TE/ T2, ahol T E a 90 0 -os pulzus és a maximális jel között eltelt idő. 0 (FID) T E T R Spin Echo szekvencia: echo RF90 RF180 0 (FID) T E T R Máté: Orvosi képalkotás 197 Máté: Orvosi képalkotás 198 33
Inverziós (Inversion Recovery) szekvencia: RF180 RF90 0 inverzió T I jel TR RF180 után hosszabb szünet van, ezalatt részben bekövetkezik a longitudinális relaxáció M z = M 0 (1 2e TI / T1 ), ahol T I az RF90-ig eltelt idő. Ezt az M z t fogja forgatni RF90. Ha T R időnként ismételjük a szekvenciát, akkor S = k ρ (1 2e TI / T1 + e TR/ T1 ). A kapott jel kisebb, mint amekkorát 90-FID szekvencia esetén kaphatunk, de T I megfelelő választásával elérhető, hogy bizonyos szövetek (pl. ahol folyadék van) egyáltalán ne adjanak jelet. Ehhez T I -t úgy kell választani, hogy T I = T 1t ln 2, ahol T 1t az eltüntetendő szövetre jellemző T 1 érték. Máté: Orvosi képalkotás 199 Ha TR rövid, akkor nem telik el elég idő, hogy bizonyos szövetek longitudinális magnetizációja visszaálljon (T1 relatíve hosszú). Ha TE is rövid vagy nincs, akkor a T2 különbségek nem érvényesülnek. Ebben az esetben T1 súlyozott képet kapunk. T1 súlyozott kép Máté: Orvosi képalkotás 200 Ha TR hosszú, akkor a T1 relaxacióban nem találunk jelentős különbséget az egyes szövetek között. Ha TE hosszú, akkor a T2 relaxációban lényeges különbségek jelentkeznek. Ebben az esetben T2 súlyozott képet kapunk. Ha TR hosszú, akkor a T1 relaxacióban nem találunk jelentős különbséget az egyes szövetek között. Ha TE is rövid vagy nincs, akkor a T2 különbségek sem érvényesülnek. A rögzített jel csak a proton sűrűségtől függ. Ebben az esetben proton density súlyozott képet kapunk. T2 súlyozott kép Spin (proton) sűrűség kép Máté: Orvosi képalkotás 201 Máté: Orvosi képalkotás 202 TE ms 150 PD TR 2000-3000 ms TE 20 ms T1 TR 500-600 ms TE 20 ms 80 FLAIR (Free Liquid Attenuated Inversion Recovery A FLAIR olyan inverziós szekvenciával készült T2 kép, amelynél az RF180 impulzus után addig várunk, amíg a folyadékban a mágnesezettség értéke 0, és akkor adjuk ki RF90-et. Ekkor a folyadék nem ad jelet. 20 T2 TR 2000-4000 ms TE 80-150 ms 600 2000 TR 4000 ms T2 FLAIR Máté: Orvosi képalkotás 203 Máté: Orvosi képalkotás 204 34
Gradiens mágneses mező: A hely meghatározás elve Olyan G x, G y, G z inhomogén mágneses mező, amelyben a térerő a megfelelő koordináta értékével arányos. Egy ilyen mágneses mezőt hozzáadva a B mágneses mezőhöz a Larmor frekvencia értéke a helytől függően megváltozik, pl.: ν x = γ (B + x G x ). Ezt többszörösen kihasználhatjuk. Máté: Orvosi képalkotás 205 Metszet kiválasztás (szelekció): Alkalmazzuk pl. G z t a γ (B + z 0 G z ) frekvenciájú pulzus idején. Erre a pulzusra csak a z = z 0 síkban lévő spin-ek fognak reagálni (rezonancia), tehát felvételkor csak ebből a síkból kapunk majd jelet. Felvétel közben alkalmazzuk pl. G x t, ekkor csak az x = x 0 síkban lévő spin-ek adnak γ (B + x 0 G x ) frekvenciájú jelet. Ezt és a metszet t kiválasztását át figyelembe véve a jel a z = z 0 és az x = x 0 által meghatározott egyenesen lévő spin-ekből származik (vetület). Fourier transzformációval szét tudjuk választani a különböző frekvenciájú (különböző x koordinátájú egyenesekről érkező) jeleket, tehát a z = z 0 metszet 0 szögű vetülete megkapható. Máté: Orvosi képalkotás 206 Visszavetítéses leképezés: G x helyett G x cos(ϑ) + G y sin(ϑ) t alkalmazva a ϑ szögű vetülethez juthatunk. A vetületek ismeretében a rekonstrukciós eljárások segítségével határozható meg maga a metszet. A három gradiens mágneses mező megfelelő súlyozásával tetszőleges irányú gradiens hozható létre, tehát tetszőleges sík metszet szelektálható, és rekonstruálható, nem csak transzverzális. Fázis kódolás (phase encoding): n-szer ismételjük a szekvenciát (n általában 128 vagy 256). A k. ismétlésnél a metszet kiválasztása után k*g y /n fázis kódoló gradienst alkalmazunk: ahol nagyobb a térerő, ott nagyobb a Larmor frekvencia, ott a precesszió fázisa sietni fog. Minden ismétléskor más jelet kapunk. Az így nyert jelekből meghatározható, hogy melyik pont milyen mértékben járul hozzá a vetület értékéhez, tehát meghatározható maga a voxel érték. Máté: Orvosi képalkotás 207 Máté: Orvosi képalkotás 208 MRI készülék elvi felépítése Több metszet egyidejű leképezése (multi slice imaging) Az egyes szekvenciák hasznos része általában sokkal rövidebb, mint a szekvencia ismétlési ideje. A metszet leképezéséhez kihasználatlan idő szomszédos metszetek leképezésére használható. Amikor az első metszet jelének fölvétele befejeződött, akkor indítható a második metszet szelekciója, stb. Máté: Orvosi képalkotás 209 árnyékoló pajzs ágy mágnes gradiens tekercsek RF tekercsek b e t e g gradiens pulzus programozó számítógép RF tekercsek gradiens tekercsek mágnes gradiens erősítő RF vevő RF erősítő digitalizáló RF pulzus programozó RF forrás Máté: Orvosi képalkotás 210 35
MRI készülék vázlatos rajza Regisztrációs probléma vákuum folyékony nitrogén ( 77 0 K) folyékony hélium ( 4 0 K) állvány szupra vezető tekercs vizsgáló tér Geometriai viszony meghatározása képek között. Megnevezései: kép regisztráció (image registration), kép illesztés (image matching), kép fúzió (image fusion). Máté: Orvosi képalkotás 211 Máté: Orvosi képalkotás 212 Regisztrációs feladatok osztályozása több modalitásos regisztráció (multi-modality registration): ugyanazon betegről különböző leképező technikákkal felvett képek egymásra illesztése (PET CT, ) egy modalitásos regisztráció (single/uni-modality registration): különböző ő időpontokban felvett képek k között ött (pl. dinamikus vizsgálat), eltérő körülmények mellett felvett képek között (pl. terheléses és nyugalmi vizsgálat), különböző betegek azonos célú vizsgálatának képei között (pl. digitális anatómiai atlasz előállítása), digitális anatómiai atlasz használata. Regisztrációs technikák manuális, interaktív (az operátor szempontokat ad a programnak), automatikus. A regisztrációs módszerek jellemzői a keresett transzformáció típusa, a regisztráció alapjául szolgáló jellemzők, a regisztráció jóságának mértéke, stratégia Máté: Orvosi képalkotás 213 Máté: Orvosi képalkotás 214 A regisztráció alapja külső, mesterséges jeleken alapuló (extrinsic arteficial marker related) bőrön elhelyezett jelek, fej- és fogrögzítő eszközök, sztereotaktikus keret belső, a képek valódi jellemzőin alapuló (intrinsic patient related) anatómiai pontok, anatómiai i struktúrák, geometriai tulajdonságok. A transzformáció típusa merev test (eltolás, forgatás, tükrözés), lineáris (nagyítás, affin), nem lineáris. Máté: Orvosi képalkotás 215 A regisztráció folyamata a jellemzők kikeresése a transzformáció meghatározása a transzformáció alkalmazása a regisztráció jóságának ellenőrzése a regisztráció eredményének felhasználása (kép fúzió) Máté: Orvosi képalkotás 216 36
Három dimenziós adatok megjelenítése markerek Merev test transzformáció Röntgen Izotóp Fuzionált kép Máté: Orvosi képalkotás 217 Metszeti képek transzverzális, frontális, szagittális, ferde. Felület síkba terítése bull s eye. Felület megjelenítés (surface rendering) drót váz, térhatású kép átlátszó (transparent), nem átlátszó. Térfogat megjelenítés (volume rendering) Máté: Orvosi képalkotás 218 Térbeliség érzékelése két szem, két kép, nagyság konstancia: közeli dolgok nagyobbnak látszanak, megvilágítás (pont forrásból): közeli dolgok jobban megvilágítottak, (párhuzamos is): a merőlegesen megvilágított dolgok fényesebbek, mint a ferdén megvilágítottak, fényesség (diffúz visszaverődés): a közeli dolgok fényesebbek, a felület fény visszaverő ő képessége: é R T (tükröző), R D (diffúz), többszörös visszaverődés (sugár követés), fényforrás és nézőpont: egybeesik, különbözik (több fényforrás) árnyék, 3D objektum forgatása. Máté: Orvosi képalkotás 219 Felület megjelenítés képernyő a felület normálisa Fényesség: f(d, ϕ), pl. 1/d cos ϕ, vagy D d,... d ϕ tárgy Máté: Orvosi képalkotás 220 D Algoritmusok: A képernyő minden pixeléhez megkeressük d-t (ϕ-t). O(n 3 ). Előkészület: Az elvileg valahonnan látható pontok listára fűzése. O(n 3 ). A listán lévő pontok képernyőre vetítése. O(n 2 ). Csak az a pixel lehet látható, amelynek valamelyik oldala szabad. Problémák: Az ugyanoda vetülő pontok közül az utoljára vetített pont látszik a képernyőn (tér nyolcadonként egy-egy lista, a lista elején a legtávolabbi voxel). Kerekítési hibák (a képen definiálatlan színű lyukak ). A pixel legyen nagyobb, mint a voxel lapja! Elvileg sem látható pixel Elvileg látható, de valójában sehonnan se látható pixel Máté: Orvosi képalkotás 221 Máté: Orvosi képalkotás 222 37
Felület megjelenítés (SPECT) DISTmozi.gif Máté: Orvosi képalkotás 223 Felület megjelenítés (4D UH) UH4D.AVI Máté: Orvosi képalkotás 224 MR Több modalitásos regisztráció tumor Térfogat megjelenítés Minden voxel emittál ( fényt bocsát ki ), abszorbeál ( fényt nyel el ). I i i I i+1 I i+1 = f (I i, V i ) CT csont Szokásos I 0 = 0, I i+1 = C * I i + V i, ahol C konstans. MRA nagy erek felület megjelenítés movie240.mpeg Máté: Orvosi képalkotás 225 Ha C = 1, akkor abszorpció mentes projekció. Maximális intenzitás. Máté: Orvosi képalkotás 226 Maximális intenzitás (SPECT) MAX_WBmozi.avi Máté: Orvosi képalkotás 227 Maximális intenzitás (SPECT) MAXmozi.gif Máté: Orvosi képalkotás 228 38
A felület és térfogat megjelenítés kombinációja a felület normálisa pl. adott mélységig a normális mentén haladva a talált maximális pixel érték kerül a képernyő megfelelő helyére. képernyő d ϕ tárgy Alkalmas pl. az agy szürke állomány funkciójának 3D bemutatására. Máté: Orvosi képalkotás 229 D A felület az egyes felületi pontok közelében lévő maximális intenzitású voxel értékével festve (SPECT) DEEPmozi.gif Máté: Orvosi képalkotás 230 Maximális intenzitás SPECT A felület a maximális intenzitású voxel értékével festve (SPECT) MAX_DEEPmozi.avi Máté: Orvosi képalkotás 231 Átlagos vér tartalom (SPECT, transzverzális metszetek) Máté: Orvosi képalkotás 232 Amplitúdó érték (SPECT, transzverzális metszetek) Fázis érték (SPECT, transzverzális metszetek) Máté: Orvosi képalkotás 233 Máté: Orvosi képalkotás 234 39
Fázis kép Amplitúdó kép Fázis kép Amplitúdó kép Az átlagos vér tartalom alapján meghatározott felület az egyes felületi pontban lévő voxelhez tartozó amplitúdó illetve fázis értékkel festve. Kb. egészséges bal kamra. (SPECT) PAnormal.gif Máté: Orvosi képalkotás 235 Az átlagos vér tartalom alapján meghatározott felület az egyes felületi pontban lévő voxelhez tartozó amplitúdó illetve fázis értékkel festve. Aneurizmás bal kamra. (SPECT) PAb.gif Máté: Orvosi képalkotás 236 Fázis Amplitúdó Kb. egészséges bal kamra Aneurizmás bal kamra Az átlagos vér tartalom alapján meghatározott felület az egyes felületi pontban lévő voxelhez tartozó amplitúdó illetve fázis értékkel festve. (SPECT) PAnbmozi.avi Máté: Orvosi képalkotás 237 40