Képalkotó diagnosztikai eljárások Krasznai Zoltán DEOEC Biofizikai és Sejtbiológiai Intézete
Komputer tomográfia (CT) Gamma kamera Fotonemissziós komputer tomográfia (SPECT) Pozitron emissziós tomográfia (PET)
Komputer tomográfia (CT) A komputer tomográfia olyan képalkotó diagnosztikai módszer amely a vizsgált test hossztengelyére merőleges síkban egy meghatározott szeletről ad képet
Az a, b és c négyzetet y egyenesre vonatkoztatott vetülete alapján nem lehet elkülöníteni egymástól.
Ha figyelembe vesszük az x egyenesre vonatkoztatott vetületet, akkor a c négyzetet már egyértelműen le tudjuk rajzolni, az a és b négyzet viszont még mindig egyformának tűnik.
A denzitásmátrix modellezése sugárforrás detektor
Az I 0 röntgensugár gyengülését x távolságon az I x = I 0 e -μx egyenlettel írhatjuk le. Az I A-D intenzitások az alábbiakkal egyenlők: I A = I 0 e -(D1+D2) I B = I 0 e -(D3+D4) I C = I 0 e -(D2+D4) I D = I 0 e -(D1+D3) ahol D k = μx A fenti egyenletekben négy ismeretlen van (D 1,D 2,D 3 és D 4 azonban bármelyik három egyenlet meghatározza a negyediket. Ezért szükség van egy új irányból való vizsgálatra! Az egyenletrendszer így már megoldható.
A jó felbontás érdekében az elemi kockák voxelek méretét a lehető legkisebbre kell megválasztani. A test körül elforduló sugárforrás és detektor által rögzített minden egyes I k intenzitás esetében kiszámítják mely elemi voxelek kerültek az adott sugár utjába. Ezt visszavetítésnek, vagy back projection-nek hívjuk.
Ezután egy jó közelítést adó módszerrel az un. Fourier transzformációval rekonstruálható a denzitásmátrix. I k = I 0 e - μl ahol I 0 a testbe belépő intenzitás, l a röntgensugár által a testben megtett út, μ pedig az erre a távolságra értelmezett átlagos gyengítési együttható. μ=( μ i Δl)/n = D i /n, ahol n a sugár útjába eső pixelek száma.
A CT-ben használt energia tartományban 120-140 kv csőfeszültség, a röntgensugárzás jó része Compton-szórással kisebb részben (15%) fotoeffektussal gyengül. Párképződés ebben az energia tartományban nem jöhet létre. Valamely voxel sugárgyengítése két komponensből adódik: μ x = τ x + σ x ahol τ = az abszorpciós koefficiens σ = a szóródási koefficiens
Mindkét koefficiens további tényezőkre bontható μ x = p ρ x Z n eff,x + s ρ x (Z/A) eff,x ρ = a sűrűség Z = a rendszám Z eff,x = az ún. Effektív rendszám. A molekulákat alkotó elemek rendszámának az összetételét tükröző súlyozott átlag n = exponenciális kitevő ( kb. 3) s = az adott csőfeszültség melletti szóródási konstans A = tömegszám
A sugárgyengítési együttható függése az anyag rendszámától és tömegszámától Elem Z A Z 3 Z/A H 1 1 1 1 C 6 12 216 0.5 N 7 14 343 0.5 O 8 16 512 0.5 Ca 20 40 8 000 0.5 Fe 26 56 17 576 0.46 I 53 127 148 877 0.42 Ba 56 138 178 616 0.41
A Ba- és a I-atomok, mivel rendszámuk harmadik hatványa igen nagy a sugárgyengítést az abszorpció irányába tolják el! A szervezetbe juttatott kontraszt anyagok a voxelek sugárgyengítési együtthatóját szelektív módon befolyásolják. A leggyakrabban alkalmazott kontrasztanyag a különböző szerves molekulákhoz kapcsolt jód. CT angiográfia (CTA) Renotrop és hepatotrop kontrasztanyagok. Dinamikus CT vizsgálatok.
A CT-ben a denzitásértékeket HOUNSFIELD értékben (HU) mérik. A levegő és a víz gyengítése HU-ban mérve állandó érték (-1000 HU, ill. 0 HU) Néhány szövet standard denzitásértéke HU egységekben: Szövet/szerv Tömör csont Szivacsos csont Máj vese plazma tüdő HU érték 250-1000 között 130-100 között 65 ± 5 30 ± 10 27 ± 2-500 -800 között
Különböző generációs CT készülékek felépítési sémája a detektor sugárforrás
b detektor sugárforrás
c detektor sugárforrás
d d detektor wolfrámgyűrű elektonnyaláb eltérítő tekercs
eltérítő tekercs elektonnyaláb wolfrámgyűrű
A CT fejlődési irányai: A rtg-cső gyorsabb mozgatása Megnövelt detektorszám Csökkentett detektorbemenet 1 mm vastag szeletek 3 dimenziós másodlagos képrekonstrukció Görbe vonalú másodlagos képrekonstrukció un. Janus projekció (a digitális kép számadataiból előállított adatok)
Spirál CT Dynamic Volume Scanning, DVS Folyamatosan mozgó rtg cső és asztal révén helikális (spirális) lefutásban 16-30 mp alatt egy nagyobb testhenger összes voxeljének denzitásértéke meghatározható. Ez a módszer igen jó 3 dimenziós másodlagos képalkotást eredményez, ami görbevonalú másodlagos képalkotással társítva, egyetlen lassan beadott kontrasztanyaggal CT-angiográfiát tesz lehetővé.
Egészséges emberi agyról és agyvérzést követően készült CT felvételek
Gamma-kamera Gamma kamerával az emberi testbe bevitt radiofarmakonok bomlását kísérő gamma sugárzás kétdimenziós vetületét lehet detektálni.
A gamma-szintillációs vizsgálatok elve
A szcintillációs kristály és a hozzá csatolt fotoelektron sokszorozók felülnézetben
A szcintillációs gamma kamera egységei és azok kapcsolata Mátrix áramkör Differenciál diszkriminátor ADC ADC
SPECT felvétel készítés testkontúr menti pályán testkontúr menti pálya
Anatómiai vs. funkcionális képalkotás Morfológiai képalkotó módszerek: UH, CT, MRI A szövetek eltérő fizikai tulajdonságai alapján differenciálnak Funkcionális képalkotó módszerek: fmri, SPECT, PET Szöveti biokémiát/vérátfolyást jelenítenek meg
Pozitron Emissziós Tomográfia PET A PET olyan képalkotó eljárás, amellyel a szervezetbe juttatott pozitront emittáló izotóppal jelölt jelzőmolekula eloszlását lehet vizsgálni
A diagnosztika elve Pozitron-bomló izotóppal jelölt biológiailag aktív molekulák (tracerek) bejuttatása. Várakozás a szervezeten belüli egyensúlyi eloszlás kialakulásáig. A tracer egyensúlyi eloszlásának detektálása a PET-kamera segítségével. A tapasztalt eloszlás alapján pathológiás folyamatok felismerése / lokalizálása.
Normal cell Tumour cell FDG FDG Glucose-6- phosphatase FDG-6-P FDG FDG Glucose-6- phosphatase FDG-6-P Hexokinase Glycolyzis Hexokinase Glycolyses Glucose Glucose G6P Glucose Glucose G6P Glucose-6- phosphatase Glucose-6- phosphatase
Pozitron-elektron annihiláció annihilációs foton γ elektron/pozitron annihiláció bomlás pozitron emisszióval β β + annihilációs foton γ lendület megmaradás előtte: nyugalmi állapot; a rendszer momentuma ~ 0 utána: két foton keletkezik; egyforma energiájúak és ellentétes irányban távoznak energia megmaradás előtte: két elektron, mindkettő nyugalmi tömege 511keV-al ekvivalens utána: két foton, energiájuk 511keV.
A PET-vizsgálat folyamata pozitron emittáló izotóp előállítása (ciklotron) radiofarmakon injektálása adatgyűjtés adatfeldolgozás radiofarmakonszintézis (radiokémia) képrekonstrukció interpretálás
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Adatgyűjtés
Képrekonstrukció
A PET-módszer jellemzői nagy érzékenység megfelelő térbeli felbontóképesség az alkalmazott radiofarmakonra jellemző szelektivitás kis sugárterhelés időigény költség
A leggyakrabban alkalmazott radiofarmakonok 18 FDG képalkotás a glükóz-metabolizmus alapján high-grade tumorok és benignus elváltozások elkülönítése akut / spec. gyulladások és daganatok nem differenciálhatók [ 11 C]-metionin képalkotés aminósav anyagcsere alapján a daganat-sejtek intenzív aminosav-felvétele segít a gyulladások és tumorok megkülönböztetésében
Input Blood Quantification of FDG uptake Output Activity Tissue time Compartment analysis (nonlinear regression) Biocemical parameters time
A debreceni PET-kamera www.pet.dote.hu
Regisztráció eredménye: anatómiailag ekvivalens metszetek résztérfogat-hatás korrekció képfúzió CT FDG-PET
Képfúzió: a különböző infomációtartalmú képek együttes megjelenitése
3D sugárterápia tervezés a képfúziós-technika alkalmazásával
Epipharynx-daganatok vizsgálata
Egésztest CT/FDG-PET
Low-grade astrocytoma FDG METHIONINE
Low-grade recurrent glioma (FDG)
Low-grade recurrent glioma (MET)
Recurrent colorectal cc. & metastases
Malignant melanoma Before chemotherapy After chemotherapy
Search for unknown tumour No. 1 Metastatic lymph node on the right side of the neck CT [ 11 C]Methionine-PET CT-PET image fusion