Ugrás a tartalomhoz

Orvosi képfeldolgozás

Emri Miklós (2011)

Debreceni Egyetem

4. fejezet - BEVEZETÉS

4. fejezet - BEVEZETÉS

Leképezési módszerek

Computer tomográf (CT)

A CT az első tomográfiás leképezést lehetővé berendezés amelyet diagnosztikai célra is felhasználtak. A röntgensugárzás elnyelésére alapuló leképezés technia segítségével olyan képi információ állítható elő, amelyen a csontos és lágy-szöveti részek jól elkülöníthetők, a jobb berendezések esetében bizonyos patológiás elváltozások is megjeleníthetők.

Mágneses rezonanciás képalkotás

Az MRI az 1970-es évek végétől vált a képi diagnosztika egyik fontos eszközévé, működési elve a proton NMR (Nuclear magnetic resonance) alapú képalkotás. Az MRI látóterében elhelyezett objektum vagy testrész atommagjaiban az erős mágneses tértől függő frekvenciájú elektromágneses hullám energiája nyelődik el, majd a kötési helyzetének megfelelő, azonos vagy kissé eltérő frekvenciájú jelet sugároz, amelynek időbeli változása is a kötési tulajdonságaitól függ. Ennek megfelelően az NMR egy kiváló analitikai módszer, ahol a kapott válaszjel spektrumának elemzésével az anyagminta összetételére lehet következtetni (melléklet).  MELLÉKLETBE: A rádiófrekvenciás pulzusok alkalmazásával a proton - általában a nukleáris mágnesezettség - nem termodinamikai egyensúlyi állapotait állíthatjuk elő. Felismerve, hogy a nukleáris mágnesezettség M vektorának (kép) külső mágneses térrel párhuzamos (z) és az arra merőleges (x-y) komponense lényegesen eltérően viselkedik. A z komponens relaxációja, a T1 a spinek és a környezet ("rács") közti energiacserét az x-y komponensé, a T2 pedig a spinrendszeren belüli információcserét írja le. A T1 és T2  relaxációs idők hossza különböző, következésképpen más-más időtartamú időablakot jelentenek az időben változó jelenségek "lefényképezésében". A rádióhullám és a mágneses tér jellemzőinek a megválasztása - a fizikai alapokból kiindulva - olyan, hogy a kapcsolat csak meghatározott atommagokkal, az MRI legáltalánosabban használt változatában például a hidrogénatomok magjaival, a protonokkal jöjjön létre. Tovább szűkíthető a kör úgy, hogy a válasz a test kb. 70%-át kitevő vízmolekulák protonjaitól származzon. Természetesen számos más stabil izotóp NMR-képe is használatos. Az élő szervezetben a hidrogén nagy koncentrációban van jelen, elsősorban a víztartalom miatt. Az MRI nagy előnye a CT-hez képest, az igen jó kontrasztfelbontó képessége a lágyrészek területén, melyet tehát nem csak egyetlen tényező (mint a CT esetében a sugárgyengítés) leképezésével ér el, hanem több, egymástól független paraméter szerint készült képkontraszt elérésére nyílik mód. Ezek a paraméterek a szövetek legkülönfélébb biokémiai, biofizikai tulajdonságait tükrözik. Ennek megfelelően a legalapvetőbb MR képek a T1-, T2-súlyozott és protondenzitású felvételek, de a különféle mérési eljárások, az ún. (pulzus)szekvenciák mozgás (MR angiográfia, diffúziós MR), mágneses inhomogenitás (funkcionális MR) és hőmérséklet (MR vezérelt terápia) iránti érzékenységének, és az ún. kémiai eltolódás, valamint a mágneses átadás jelenségének (MR spektroszkópia, MTC) használatával speciális szöveti tulajdonságok is megjeleníthetők (melléklet). A mágneses rezonancia képalkotás nem jelent sugárterhelést a betegnek, nem szükséges exogén kontrasztanyag adása, így minimális kockázattal jár.

Funkcionális MRI

1993 óta használják az úgynevezett funkcionális MR-t az agyi aktivitás, a különböző agyterületek funkcióinak vizsgálatára. Az fMRI az agy véráramának és a vér oxigénellátottságának változásait (azaz a hemodinamikai/véráramlástani változásokat) méri noninvazív módszerrel, tehát nem közvetlenül a neuronaktivitást. Azt sem lehet eldönteni, hogy a neuronok aktivitása serkentő vagy gátló természetű. A vér hemoglobinjának mások a mágneses tulajdonságai, ha oxigén kötődik hozzá, ezért képes az fMRI a vér oxigénszintjének változásait mérni. Az agy egyes részein lévő kapillárisok véráramának változása különféle neurontevékenységeket jelezhet (pl. a neurotranszmitterek szinaptikus visszavételének - szinaptikus reuptake - anyagcseréjét. Az agyműködés következtében termelődő vegyületek a véráramba jutva képesek az erek méretét szabályozni. A megnövekedett metabolizmusra helyi válaszreakcióként megnő a magas neurális aktivitást mutató területek vérrel való ellátottsága, kb. 1-5 másodperces késleltetéssel. Ez a hemodinamikai válasz (hemodynamic delay) 4-5 másodperc után tetőzik, majd visszaesik az alapszintre (tipikusan enyhén az alapszint alá). Ez az oxihemoglobin és deoxihemoglobin egymáshoz képest mért arányának helyi változásához vezet, valamint a vérmennyiség helyi megnövekedéséhez (a véráram növekedésén túl). Mivel az oxihemoglobin diamágneses, a deoxihemoglobin pedig paramágneses, így a vér mágneses rezonancia-képe függ annak oxigénellátottságától. Az technológia előnye néhány más agyi képalkotó módszerrel szemben széleskörű alkalmazhatósága. Nincs szükség műtétre, valamint semmilyen farmakont nem kell az agyba bejuttatni a kísérlethez, mivel a vérben megtalálható deoxihemoglobinnal dolgozik. Így egészséges embereknél is aggályok nélkül alkalmazható ez a noninvazív módszer. Az fMRI térbeli felbontása meglehetősen rossz, nem képes sejtek, sejtcsoportok, de még kisebb agyterületek megkülönböztetésére sem. Így az eredmények értelmezéséhez az fMRI által szolgáltatott funkcionális információkat más anatómiai jellemzőkkel is össze kell vetnünk. Ez általában ugyanazon páciens fMRI és egyéb, anatómiai részletességű képeinek regisztrációjával történik.

fMRI posztprocesszing

A regisztrációt nehezíti, hogy nem elegendő egy merevtest-transzformáció végrehajtása, ugyanis a MR technológiából adódóan a készülő képek torzítással terheltek. A képeket általában az alany T2- és T1-súlyozott felvételeihez regisztrálják egy affin transzformációval, és ezután gyakran végrehajtanak egy térbeli standardizációt valamely referenciavizsgálathoz (template). Az egyik leggyakrabban használt az MNI-305 template, mely 305 alany közös, a Talairach-féle koordinátarendszert reprezentáló, de attól kissé eltérő térbe az ú.n. MNI-térbe regisztrált képének átlaga. A térbeli standardizálás után a kép voxeleire MNI-koordinátákkal hivatkozhatunk. Adott MNI koordinátához individuális morfológiai variabilitás ellenére így többé-kevésbé azonos agyi területek tartoznak. Ez megkönnyíti az eredmények összehasonlítását, és a populáció-szintű analíziseket, valamint lehetővé teszi a különböző agyatlasz-technikák alkalmazását. A fMRI időfelbontása is alacsony (néhány száz milliszekundum a „reakcióideje”) és mivel csak közvetetten méri az agyi aktivitást, más, nem neurális testi funkciók is befolyásolhatják a mérést. Különböző agyterületeknek más-más hemodinamikai válaszkészsége lehet. A jelenség mögött meghúzódó pontos folyamatok máig meglehetősen bizonytalanok (aktívan kutatott, friss terület). Egy agyterület aktivációjakor jelentkező lokális jelintenzitás-erősödés csupán 1-2 %, ezért elemzésükhöz a többször ismételt nyugalmi és aktivációs mérések statisztikai analízisére van szükség. Az aktivált és a nyugalmi blokkok hosszának ismeretében elkészíthető egy hipotetikus modell, ami a hemodinamikai válasz következményeként várható jelintenzitás-változást ábrázolja az idő függvényében. Ezután jeleníthetőek meg azon voxelek, melyeknél az aktiváció a nyugalmi állapothoz képest szignifikáns jelváltozást mutatott. A statisztikai analízist megnehezíti többek között a képek inhomogenitása és az azokat terhelő zaj is. Egy fMRI vizsgálat adatainak feldolgozása és értelmezése igen sokrétű, komplex folyamat, melynek elvégzésére napjainkban már professzionális szoftverek állnak rendelkezésre. Ilyen többek között az SPM matlab alapú szoftver, a Brain Voyager és az FSL szoftvercsomag. (melléklet…) Ezekkel a szoftverekkel az eredmények vizsgálatonként interaktív módon állíthatók elő, használatuk azonban interdiszciplináris szaktudást igényel, egy teljes vizsgálat elvégzése idő- és erőforrás-igényes. Az eredményt sok paraméter befolyásolja, így nehezen reprodukálható. A technológia alkalmazását tovább nehezíti, hogy nem létezik kiforrott, általánosan elterjedt protokoll a vizsgálat menetére, illetve a képanyag feldolgozására, és az aktivációs mintázat előállítására.

Diffúziós MRI

Napjainkban a diffúziós mágneses rezonanciás képalkotás (dMRI) és az arra épülő technikák egyre nagyobb szerepet kapnak a klinikumban és az agykutatás területén egyaránt. Elsőként a stroke esetén alkalmazták az ischemias területek feltérképezésére. Ma leginkább az onkoradiológiában használják. A diffúziós MRI és a rá épülő tactográfia alkalmas az idegpályák 3D szegmentációjára és arra, hogy megmutassa a daganatnak az idegpályákhoz viszonyított helyzetét – jelenleg a dMRI technológia az egyetlen, amely in vivo képes erre – ezért műtéti tervezéskor, az agyműtétek előkészítésekor előszeretettel alkalmazzák. Ráadásul egy folyamatosan fejlődő technikáról van szó, egyre több alkalmazási lehetőségét fedezik fel az orvostudományok területén. Míg a neuroradiológusok számára a lehetséges alkalmazási területek feltérképezése áll a kutatási projektek középpontjában (pl. a Sclerosis Multiplex, a Krabbe’s disease, és a Parkinson-kór esetén) addig a matematikusok és informatikusok a minél pontosabb diffúziós modellek, új tactográfiai algoritmusok és megjelenítési módszerek kidolgozásán fáradoznak. A diffúziós technikák megértéséhez szükséges az agy szerkezetének, a diffúzió fizikájának és a dMRI készülék vázlatos működésének ismerete.

Az agy felépítése Az agy legnagyobb részét háromfelé szövet alkotja: a szürkeállomány, a fehérállomány és az agyvíz. Leegyszerűsítve a következőt mondhatjuk. A szürkeállomány az agyban lévő többmilliárd idegsejt sejttestjei és rövid nyúlványinak kusza, homogénnek tekinthető tömege. A fehérállomány az idegsejtek hosszú nyúlványaiból felépülő kötegek együttese, amelyek pályákat alkotva kötik össze az agy különböző központjait. Az agyvíz (CSF – corticospinal fluid) pedig az ún. agykamrákat kitöltő folyadék.

A bal oldalon egy coronalis metszet látható az agyról. A felszín közeli sötét szín mutatja a szürkeállományt, a világosabb szín a fehérállományt jelöli. A középen látható üregeket a CSF tölti ki. A jobb oldali preparátum a fehérállományi rostok rendezettségét mutatja A diffúzió „Kis anyagi részecskék áramlása, melyet az illető részecskék helytől függően változó koncentrációja okoz. Az áramlás mindig a nagyobb koncentrációjú helyről a kisebb koncentrációjú hely felé történik. Az áramlás nagysága, intenzitása arányos az adott irányú egységnyi hosszra jutó koncentrációváltozással.” (http://www.kislexikon.hu/diffuzio.html) Ezt írja le a következő differenciálegyenlet:

A diffúzió lehet izotróp (azaz minden irányban egyforma erősségű) vagy anizotróp (irányonként eltérő nagyságú, elnyújtott), attól függően, hogy milyen környezetben történik. Homogén szerkezetű anyagokban minden irányban ugyanolyan mértékben képesek mozogni a részecskék, így a diffúzió izotróp lesz. Ez igaz az agyvíz és a szürkeállomány esetében is. Az agyvízben a részecskék természetesen sokkal szabadabban tudnak mozogni és emiatt nagyobb is benne a diffúzió, mint a szürkeállományban, de mindkét anyagban igaz, hogy minden irányban egyforma erősségű. Ezzel szemben a fehérállományban, bár átlagosan nagyjából akkora a diffúzió, mint a szürkeállomány esetén, a diffúzió jellege teljesen eltérő, a diffúzió erőssége irányonként változik. Az idegpályákkal párhuzamosan nagy, azokra merőlegesen viszont kicsi. Ennek oka az idegek kötegekbe rendeződése. A kötegek mentén a részecskéknek semmi nem áll az útjukban, a kötegekre merőlegesen mozogva viszont sokkal nagyon eséllyel ütköznek akadályba. A diffúzió modellje agyvízben és fehérállományban. A rostokkal párhuzamosan a részecskék szabadon haladnak, rá merőlegesen viszont akadályba ütköznek Ha egy terület bevérzik, elhal, vagy daganatos térfoglalás képződik benne, akkor ott a diffúzió jellege és erőssége megváltozik. Ezek alapján elmondhatjuk, hogy a diffúzió erősségét ismerve elkülöníthetjük a fehér – és a szürkeállományt az agyvíztől, vagy a bevérzett területektől. A diffúziót irányonként ismerve pedig a szürkeállomány és fehérállomány is megkülönböztethető és következtethetünk a fehérállományi rostok irányára is. A diffúzió utal a mögöttes szövet tulajdonságaira.

Diffúziós MRI

A MRI képek a CT, a PET és más egyéb modalitások felvételeitől abban térnek el talán leginkább, hogy nem csak egyfajta súlyozásúak lehetnek. Míg a CT-kép mindig a röntgensugárzás, a PET a gammasugárzás detektálása alapján készül, a MRI speciális mérési módok segítségével beállítható, hogy a T1-jel, vagy a T2-jel*, esetleg a protondenzitás, vagy más speciális tulajdonságok alapján készítsen képet. Speciális mérési technikával elérhető például az is, hogy az MRI készülék a megszokott T2 jel és egy adott irányú diffúzióval arányos jelnek az együttesét vegye fel. Az így készült képet Diffusion Weighted Image-nek, azaz Diffúzióval Súlyozott Képnek nevezzük.

PET módszer

A PET-vizsgálatok során általában intravénás módon injektálnak az élő szervezetbe olyan molekulákat, amelyek a különböző szöveti régiókba eljutva biokémiai és fiziko-kémiai folyamatokban vesznek részt. Ezeknek a folyamatoknak a jellegzetességeiről a bejuttatott molekulák egyensúlyi eloszlása, valamint ezen egyensúlyi eloszlás kialakulásának kinetikája hordoz információt. Az eloszlások mérése érdekében a molekulákat pozitronbomló radioaktív izotóppal jelölik meg1. A radioaktív izotópok bomlásából származó pozitronok a szövetekben 1-2 mm befutása után lefékeződnek, és a környezet elektronjaival ún. annihilációs kölcsönhatásba lépnek. Ennek eredményeképpen a pozitron-elektron pár „eltűnik”, és két, 511keV energiájú, „annihilációs” gamma kvantum keletkezik, amelyek a kölcsönhatás helyét egy egyenes mentén, egymással ellentétes irányban hagyják el. Ha ezt a két gamma részecskét egy gyűrűszerű geometriában elhelyezkedő detektorrendszer két eleme egyidejűleg („koincidenciában”) érzékeli, akkor ez az esemény jelzi, hogy a két detektor geometriai helyzete által kijelölt egyenes mentén valahol egy annihilációs kölcsönhatás játszódott le. Az 1-es ábrán berajzolt párhuzamos egyenesek (koincidencia-vonalak) együttese egy vetületi irányt jelöl ki. Erre az irányra merőlegesen, egy adott idő alatt rögzített koincidencia-események eloszlását projekciós vonalnak nevezzük, amelyet a gyűrű síkja és a projekció szöge jellemez.

1. ábra: Egy detektorgyűrű sematikus ábrája

Az adatgyűjtés során egy detektorgyűrű esetében az 1-3 fokonként kijelölt projekciós irányok által meghatározott projekciós vonalakat egy mátrixba az ú.n. szinogramba rendezik. A mátrixban a sorok a projekciós irányokat, az oszlopok pedig az iránnyal párhuzamos koincidencia-vonalakat azonosítják. Egy ilyen adatgyűjtő topológia a matematikai előrevetítés (forward projection) technikai megvalósításának tekinthető. A mérési adatokból a radioaktivitás eloszlást előállító, ún. rekonstrukciós probléma matematikai modelljében az előrevetítés egy olyan transzformációt jelent, ami a detektor síkjában (a képtérben) lévő radioaktivitás-eloszlást a projekciós térbe képezi le. Ennek a leképezésnek az eredménye a szinogram. Az előrevetítés inverz transzformációja a visszavetítés (back projection), amely a projekciós térben értelmezett szinogramból az eredeti eloszlást (a képet) állítja elő. Az előre- és visszavetítésen alapuló rekonstrukciós probléma analitikusan megoldható, éppen ezért a visszavetítéses módszer világszerte elterjedt képrekonstrukciós eljárás volt. Hátránya, hogy tökéletes rekonstrukciós képet csak megszámlálhatóan végtelen sok projekció alapján lehet előállítani. A gyakorlatban természetesen csak véges számú projekciós szög mentén állítják elő a szinogramot, aminek egyenes következménye, hogy a rekonstruált képen jellegzetes, sugárirányú csóvák jelennek meg. Ennek a zajnak a csökkentésére a visszavetítés előtt a szinogramokon különböző szűrést lehet alkalmazni. Egy ilyen eljárással kiegészített képrekonstrukciós algoritmus a szűrt visszavetítés (filtered back-projection). Az informatika fejlődése során lezajlott teljesítmény-növekedés lehetővé tette, hogy a képrekonstrukciót a leképező eszközök ú.n. statisztikai modellje alapján kidolgozott eljárások segítségével lehessen megoldani. Az így kidolgozott algoritmusokat összefoglaló néven iteratív rekonstrukciós módszereknek nevezzük. Az iteratív módszerekkel jobb jel/zaj viszonyú kép állítható elő, a számítások azonban csak komoly számolási és adattárolási kapacitással rendelkező számítógépeken futtathatók. Ez az igény hatványozottan jelentkezik abban az esetben, ha a 2D adatgyűjtésről áttérünk a 3D adatgyűjtésre. Erre akkor van lehetőség, ha a koincidencia-vonalakat nem csak a detektorgyűrűkön belül, hanem gyűrűk között is értelmezni lehet. Ebben az esetben az iteratív rekonstrukciós algoritmusok futtatása csak számítógép klasztereken2 lehetséges. A PET-képek rekonstrukciója csak megfelelő korrekciós eljárásokkal együtt végezhető el. A valódi koincidencia-események (true-events) mellett ugyanis számolni kell a szóródás (scatter-events), vagy a véletlen egybeesés (random-events) miatt tévesen regisztrált események torzító hatásával. Ezek az események úgy keletkeznek (2. ábra), hogy az összetartozó, 511 keV-es annihilációs gamma kvantumok helyett az egyidejűleg „megszólaló” két detektor nem összetartozó, hanem időben véletlenül összeeső gamma kvantumokat vagy az egyik detektor egy Compton-szórásból eredő gamma kvantumot érzékel. Az ilyen eseményeket törölni kell a tárolt események közül, mert a véletlen koincidencia-kapcsolatban megszólaló detektorok által meghatározott egyeneshez nem rendelhető annihilációs kölcsönhatás. Amennyiben a látótérben nagy a radioaktivitás-koncentráció, a holtidő korrekcióra is szükség van, mivel a detektorrendszer és az elektronika csak egy meghatározott aktivitásszintig tudja az aktivitással arányos koincidencia-eseményszámot rögzíteni. A koincidencia események regisztrált számát korrigálni kell a szöveti elnyelésre is, hiszen az annihilációs gamma kvantumok keletkezésük helyéről indulva csak különböző szöveti vastagságon áthaladva érik el a detektorokat. Minél nagyobb ez a szöveti vastagság, annál nagyobb a szöveti abszorpció valószínűsége. Az ilyen korrekciót ún. transzmissziós mérések alapján végzik, amely során a vizsgált rendszer körül forgó, 511 keV-es gamma-forrással mérik a különböző koincidencia-vonalak irányában a rendszeren áthaladó sugárzás intenzitás-gyengülését. A legkorszerűbb PET-kamerákban a szöveti gyengítést már a PET-mérésekkel egyidőben rögzített CT-mérések elnyelési adatai alapján számolják.

  2. ábra: A valódi- (true) és véletlen (random) koincidencia-eseményeket valamint a szóródással (scatter) kapcsolatos hasonló eseményeket bemutató sematikus ábra

A statikus PET-vizsgálatok esetében az adatgyűjtést akkor kezdik, amikor az egyensúlyi állapot már (megközelítőleg) kialakult. Az adatgyűjtés ideje a képpel szemben támasztott minőségi elvárások (jó jel/zaj viszony) és a vizsgálatra szánt idő közötti kompromisszum alapján állapítható meg. A dinamikus PET-vizsgálatok során az adatgyűjtés a tracer-injektálás kezdetétől az egyensúlyi eloszlás kialakulásáig tart. A szöveti akkumulációban szerepet játszó folyamatok és azok összefüggései egy kinetikai modellel írhatók le. A modell alapján a szöveti radioaktivitás-koncentrációk időbeli változására képpontonként (vagy kijelölt régiónként) differenciál-egyenleteket lehet felírni. A differenciál-egyenlet rendszer megoldásával numerikusan meghatározhatók a modellt alkotó folyamatok paraméterei (sebességi állandói). Ehhez gyakran ismerni kell a radioaktivitás vérben mért koncentrációjának időbeli változását, az ún. vérgörbét.

Radiofarmakonok

Az agyaktiválásos kísérleteket bolusban vagy lassú infúzióban beadott [15O]-víz vagy [15O]-butanol segítségével végzik. A [11C]-butanol (Raichle 1976, Herscovitch 1987) a 11 perces felezési ideje miatt csak klinikai perfúziós-vizsgálatok és módszertani mérések esetében használható. A 15O felezési ideje 2 perc, ami ugyanazon vizsgálati személy esetében is lehetővé teszi a PET-mérések többszöri ismétlését. A jelölt, hidrofób karakterű butanol „szinte szabadon” diffundál, ezért tracer-kinetikai szempontból alkalmasabb perfúziós tracer, mint a kevésbé szabadon diffundáló [15O]-víz (Eichling 1974, Herschovitch 1987, Kety 1985, Phelps 1976, Raichle 1974), ami viszont egyszerűbben és alacsonyabb költséggel állítható elő. 2. Kinetikai analízis A regionális agyi vérátfolyás (rCBF: regional cerebral blood flow) kvantitatív módon határozható meg a Raichle (1983) és Herscovich (1983) által PET-mérésekre adaptált, Kety-féle (Kety 1985) egy-kompartmentes tracer-kinetikai modell segítségével. Amennyiben az rCBF meghatározásakor figyelembe kell venni a vaszkuláris térfogatban jelenlévő tracer-koncentrációt, a számításokat két-kompartmentes (Toussaint 1998) modell alkalmazásával kell elvégezni. Ennek segítségével az rCBF mellett a vaszkuláris tracer-koncentrációt leíró V0 kinetikai paramétert is meg lehet határozni. Az analízishez szükséges szöveti-görbék1 a dinamikus PET-mérések eredményeként képelemenként rendelkezésre állnak, a vérgörbét pedig a mérésekkel egyidőben végzett, artériás vérvétel segítségével határozzuk meg. Ehhez speciális, a PET-kamerával szinkronizált, kalibrált vérmintavevő rendszerre van szükség (Boellaard 2001). A képelemenként végzett analízis eredménye az rCBF-kép, vagy az rCBF- és a V0-képpár, attól függően, hogy melyik modell alapján végezzük a számításokat. A kinetikai analízist kizárólag artériás vérvétel mellett lehet precízen elvégezni, ami azonban technikailag nehezen kivitelezhető, kockázatos és esetenként fájdalmas beavatkozást jelent egy 2-3 órát is igénybevevő vizsgálat esetében. Amennyiben a tracer-injektálások standard körülmények között (megfelelő időzítéssel és azonos mennyiségben) történnek, és a vizsgálatok célja a relatív perfúzió-változás kimutatása, az rCBF-kép helyett akkumulációs perfúziós kép is használható (Mazziotta 1985, Fox 1989). Az akkumulációs kép előállításához ajánlott, különböző integrációs időablak értékek: 40 s (Fox 1989), 60 s (Casey 1994, Svensson 1997), 90 s (Ko 1996, Bartenstein 1997, Wenzel 1996) és 110 s (Kanno 1991). Ebben az esetben nincs szükség dinamikus vizsgálatra, hiszen kinetikai analízisre nem kerül sor, a statikus PET-mérés az injektálással egyidőben vagy egy rögzített idejű késletetés (10-20 s) után indul.

A perfúziós vizsgálati protokoll

Az agyaktiválásos vizsgálatok célja általában két különböző funkcionális állapot lokális perfúziós különbségeinek kimutatása. A vizsgált teszt állapot csak rövid ideig tartható fenn (akusztikus-, vizuális stimuláció, beszédértés, beszédképzés, stb.), ezért a 11C-butanol nem alkalmas az ilyen típusú vizsgálatokra. A 15O rövid felezési idejéből következik, hogy csak viszonylag rövid adatgyűjtési idő (40s-120s) áll rendelkezésre a perfúziós tracer eloszlásának leképezéséhez, ami azt jelenti, hogy a kvantitatív rCBF- vagy az akkumulációs perfúziós képek jel/zaj viszonya rosszabb, mint pl. egy statikus FDG-vizsgálat hasonló paramétere. Ezért mind a referencia-, mind a teszt állapotban több mérésre van szükség (Fox 1985, Friston 1990, Evans 1992). Egy tipikus mérési szekvencia, amennyiben a perfúziós méréseket a referencia-állapotban A-val, a teszt-állapotban pedig B-vel jelöljük: transzmissziós vizsgálat, majd ABABABAB. Az ismétlések számát a sugárterhelés és az alkalmazott stimuláció korlátozza. Amennyiben több teszt állapotban is készül mérés, akkor az ABC(DE) vizsgálat-sorozatoknak csupán egy-két ismétlését célszerű tervezni (pl. ABCDEABCDE). Populációs szintű vizsgálatsorozatoknál ú.n. randomizált szekvenciát használnak (Friston 1995), melynek a célja a vizsgálatok periodicitása miatt jelentkező hatások csökkentése. Ebben az esetben a vizsgálati személyeknél pl. az ABABAB és a BABABA szekvenciát felváltva alkalmazzák. A perfúziós tracer beadása bolusban vagy lassú infúzióban történhet. A széleskörűen alkalmazott bolus-technika esetében általában injektor segítségével (esetleg manuális injektálással) 5-10 s alatt jut a vénába a kb. 10 ml izotóniás sóoldattal felhígított, 30-60 mCi2 nyomjelző anyag. Az alkalmazott aktivitás mértékét a PET-kamera érzékenysége határozza meg. A ritkábban használt, lassú infúzió esetén csak injektorral lehet biztosítani a reprodukálható és egyenletes adagolást. Ebben az esetben a beadott aktivitás szintén 30-60 mCi, a beadási idő 1-3 perc, az alkalmazott stimulációtól függően (Ito 1999). Lassú injektálási módszer alkalmazását is tanulmányozták azzal a céllal, hogy alacsonyabb dózisterhelésű aktivációs vizsgálati protokollt dolgozzanak ki. (Silbersweig 1993).

  3. ábra: Vérgörbe és két szöveti-görbe bólusban történő perfúziós tracer injektálása esetében

A 3-as ábra szemlélteti a vérgörbe és a szürkeállomány egy pontjában mért referencia- és teszt állapotbeli szöveti-görbék időbeli lefutását bolus-injektálás mellett. Az injektálás indítása és a vérgörbe felfutása között kb. 5 s telik el. A szürkeállományba a radioaktív anyag kb. 20 s késéssel érkezik. Az ez után következő, ún. beáramlási (flow in) szakaszban annál nagyobb mennyiségű radioaktivitás érkezik a kiválasztott pontba, minél nagyobb a lokális perfúzió. Az ábrán a szaggatott vonal egy „aktivált” (magasabb perfúziójú) állapotot, a folytonos vonal pedig egy „nyugalmi” (alacsonyabb perfúziójú) állapotot szemléltet. A beáramlási szakaszt a kiürülési szakasz (washout) követi: a radioaktivitás az adott helyről annál gyorsabban ürül ki, minél nagyobb a lokális perfúzió. Az ábra alapján könnyű belátni, hogy az aktivációs kísérletek esetében a stimulációt úgy célszerű időzíteni, hogy a PET-vizsgálat első percében legyen a stimuláció hatására jelentkező perfúzió-növekedés markáns és folyamatos. Speciális, ú.n. kapcsolt-protokollt (switched protokoll) dolgoztak ki (Cherry 1995, Moreno-Cantú 2000) annak érdekében, hogy a referencia- és a teszt állapotok közötti tracer- akkumuláció különbségét növeljék. Ilyen protokollok alkalmazásával a beáramlási- és kiürülési szakaszban más-más funkcionális állapotot hoznak létre. Egy teljes perfúziós vizsgálat az ismétlések miatt 1,5-3 órát is igénybe vehet, ezért gyakran fejrögzítő rendszert is alkalmaznak (Bergström 1981). Fontos, hogy a kamera melletti „munkalégkör” olyan legyen, amely biztosítja a vizsgálati személy nyugalmát, és lehetővé teszi a vizsgálat közben használt stimuláció optimális kialakítását. Ez a feltételrendszer csak megfelelő technikai színvonalú PET-laborban biztosítható.

A gyógyszerkutatás speciális képalkotó módszerei

A gyógyszergyártásban az elmúlt néhány évtizedben az empirikus „random screening”, vagyis véletlenszerű tesztelés módszertét felváltotta a racionális „drug design” koncepció. Napjainkban egyre több gyógyszer hatóanyagát tervezik molekuláris betegség-mechanizmusok kutatásával. Ez a stratégiai változás előtérbe helyezte az élő szervezetben lejátszódó biokémiai és élettani folyamatok tanulmányozását, melyben fontos szerepet játszanak a különböző képalkotó módszerek alkalmazása is. Segítségükkel olyan kérdések válaszolhatók meg, mint pl.: Az előszelektált molekulák eljutnak-e a célszervekig? Csak a célszervekhez jutnak-e el? Felszívódnak-e, és ha igen, mennyi idő alatt? Stb. Az új gyógyszer-kandidáns készítmények szöveti eloszlását, és az eloszlás időbeni változását kisállat modelleken tesztelik.

Az ilyen funkcionális jellegzetességek rövid időskálán való vizsgálatához kisállat PET, SPECT készülékeket, míg hosszabb, akár néhány napos időskálán történő vizsgálathoz autoradiográfiás módszert lehet alkalmazni. A funkcionális információt nyújtó képek értelmezéséhez a vizsgált alany anatómiai képére is szükség van, melyhez CT képanyagok, vagy a kisállat metszetek optikai scanjének elkészítésével juthatunk.

Autoradiográfia morfológiai és funkcionális leképezések kombinációjával

A vizsgálati alanyt szén-dioxiddal túlaltatják, és folyékony nitrogén, vagy szerves oldószer és szárazjég elegyében lefagyasztják, majd carboxi-metil-cellulóz médiumba ágyazva az ekvilibrálás (kb -30 C˚-ig visszamelegített) után a Leica CM3600 cryomacrotommal kb. 50-60 µm vastagságú egésztest metszeteket készítetenek a célszervekről. Néhány szemrevételezés alapján kiválasztott metszetről a felcímkézés és a tracer (radiofarmakon) rövid felezési ideje miatti gyors-szárítás után autoradiorgáfiás felvételt készítenek. Az exponáláshoz olyan detektorlemezeket használnak, melyben a kristály azokon a helyeken gerjesztődik, ahol a metszet a tracert halmozta. Ezekről a lemezekről a Molecular Dynamics PhosphorImager SI szkennerével készítenek funkcionális képeket.

Ez a technika nagyon jó felbontású (50 – 200 mikron/pixel) funkcionális képeket ad, használható hosszú időskálán történő vizsgálatoknál is, ha a radiofarmakon felezési ideje nem túl rövid, hátránya viszont, hogy a morfológiáról – anatómiai részletkről – továbbra sincs képanyagunk, így a halmozás helye csak hozzávetőlegesen állapítható meg. További hátránya, hogy az exponálás idejének meghatározása nagy tapasztalatot igényel, de még így is előfordul, hogy a mérés alul-, vagy túlexponált lesz. Erre a problémára megoldást jelenthetnek a teljesen elektronikus, valós időben gyűjtő imagerek, amik viszont a gyűjtés teljes idejére lekötik a mintákat.

A képalkotás utolsó lépéseként a kisállat metszetképeit egy teljesen kommersz síkágyas lapolvasóval lehet szkennelni: az így kapott transzmissziós képek kellően nagy felbontásúak, alkalmasak az anatómiai részletek, szervek pontos izolálására, azonban RGB színmodelljük miatt az eddig kifejlesztett orvosi képfeldolgozó és vizualizációs eszközrendszerrel nem kompatibilisek, hiszen a nukleáris medicinában a mérések által előállított denzitás értékek feldolgozásához a szín indexelt (color index) modell terjedt el. A különböző szegmentációs, illetve regisztrációs feladatok elvégzéséhez azonban ezekre szükség van.