Tomografia NMR Tomografia rentgenowska

advertisement
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?
Download