Ugrás a tartalomhoz

Orvosi képfeldolgozás

Emri Miklós (2011)

Debreceni Egyetem

8. fejezet - BEVEZETÉS

8. fejezet - BEVEZETÉS

A leképezés folyamata, képalkotó eszközök

CT

A computer tomográf esetében a leképezést a vizsgált objektum körül forgó röntgencső és a vele szemben elhelyezkedő, szintén forgó detektor végzi. A detektor-röntgencső rendszer szerkezet határozza meg, hogy egy körbefordulás esetében hány metszet készül: a korszerű berendezések segítségével 8, 16 64 és 128 szeletet is készíthető. A leképezés lényege a CT esetéban az, hogy a vizsgált objektum körül forgó röntgencsőből ún. cone-beam sugárban kilépő röntgen nyalábok a detektorra gyengülés után érkeznek. A gyengülés mértéke az anyag sűrűségének a függvénye, így ezzel a technikával egy rögzített szögirány mellet egy ún. vetületi kép készíthető. A vetületi képek különböző szögek melletti detektálásával egy olyan vetületi képsorozat készíthető, amelyek megfelelő alapot nyújtanak a képtérben lévő objektum röntgensugárzási elnyelőképességének 2D eloszlássorozatának (metszeti képeinek) előállításához.

Amennyiben a leképezés közben az ágy mozgást végez, akkor spirál CT-ről beszélünk.

Kis látóterű kamerák esetében alkalmaznak ún. flat-pabel detektorokat, amelyek 3D cone-beam elképezést tesznek lehetővé.

SPECT

A SPECT-módszer instrumentális kelléke egy nagyméretű (40-60 cm átmérőjű) szcintillációs kristály, amelyben nyomjelző radioaktív izotópok bomlását kísérő gammakvantumok felvillanásokat keltenek. A vizsgálati személy és a kristály közé a kristály felületére merőleges tengelyű, párhuzamos furatokat tartalmazó kollimátort helyeznek abból a célból, hogy az egyes szcintillációs események kristályon belüli lokalizációja, valamint a gamma-kvantumokat eredményező radioaktív bomlások helye közötti mutatkozó szférikus korreláció egy része megmaradjon. A kristályon belül a felvillanások helyzetérzékeny detektálását a kristálynak kollimátorral átellenes felületét beborító fotoelektron-sokszorozó rendszerrel (ezek száma típustól függően 40 és 100 között változhat), valamint az ahhoz kapcsolódó elektronikával biztosítják. Rögzített geometria mellett ilyen módon előállítható a radiofarmakon szervezeten belüli háromdimenziós eloszlásnak egy vetületi képe. Ha a méréseket a kristálynak a vizsgálati személy hossztengelye körüli elforgatásával több különböző geometria mellett megismétlik, a különböző irányú vetületi képekből a háromdimenziós radiofarmakon-eloszlás is rekonstruálható.

Kétségtelen, hogy a SPECT-módszernek számos előnyös vonása mellett hátrányai is vannak. Ezek között elsősorban a mechanikus kollimátor alkalmazásával összefüggő, csökkent fényerőt kell említeni. A furatok közötti úgy méretezik a falvastagságot, hogy az biztosítsa a kristályfelszínre nem merőleges irányban haladó gammakvantumok közel 100%-os abszorpcióját. Emiatt a képalkotás számára információt hordozó gamma-kvantumok száma több nagyságrenddel elmarad a szervezetbe bejuttatott össz radioaktivitásból származó gamma-kvantumok száma mögött. Kényelmetlenséget jelent az is, hogy a különböző irányú vetületi képek elkészítése csak egymást követően történhet, ezért a vizsgálatok végrehajtásához viszonylag hosszú időre van szükség.

A SPECT-módszer mindkét hátrányát ki lehet küszöbölni, ha a farmakon-molekulák nyomjelzésére pozitronbomló izotópokat használunk. A szöveti környezetbe ágyazott bomló magokból emittált pozitronok átlagos lineáris hatótávolsága 0,2-2,6 mm közé esik a maximális pozitron-energiák értékétől függő módon. A lefékeződött pozitronok és a szöveti elektronok szétsugárzásából származó két, 511 keV energiájú gamma-kvantum a kölcsönhatás helyét jó közelítéssel egymással ellentétes irányban hagyja el. Az összetartozó gammafotonokat koincidenciában detektáló két kisméretű kristály egy olyan térbeli egyenest jelöl ki, amely áthalad az szétsugárzás helyén. Ez a hely 0,2-2,6 mm pontossággal megegyezik a pozitronbomlás (a nyomjelzett farmakon) helyével. Ez az elektronikus kollimáció, valamint a gamma-kvantumok egyenletes szögeloszlása lehetőséget nyújt arra, hogy a vizsgálati személyben kialakult egyensúlyi radiofarmakon-eloszlásról úgy lehessen vetületi képeket előállítani, hogy a rendelkezésre álló gamma-kvantumok igen nagy hányadát felhasználjuk a képalkotás céljára. Ha a szcintillációs detektorokat gyűrűszerűen helyezzük el a vizsgálati személy körül, az összes" vetítési irányhoz tartozó vetületi képek egyidejűleg előállíthatók. Egyetlen gyűrű alkalmazásával természetesen csak a (néhány milliméteres) detektorméretek által megszabott vastagságú, korong alakú régió radiofarmakon-eloszlásáról lehet információt nyerni. Az egymás mellé helyezett detektorgyűrűk számának növelésével a radiofarmakon-eloszlás tetszőlegesen növelhető térbeli hányada képezhető le egyidejűleg.

PET

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.

Projekciós és list-módú leképezés

A mérési adatokat PET kamera esetében két különböző módon tárolják:

  • koincidencia vonalak mentén összeszámolt koincidencia események száma (hisztogram mód), vagy

  • a koincidencia események keletkezésük sorrendjében történő tárolás (lista mód)

A hisztogram mód esetében is két tárolási lehetőség van:

  • szinogramba rendezett módon

  • természetes geometria mentén meghatározott koincidencia vonalakhoz rendelt számlálókban (természetes mód)

Ez sznogramba rendezés előnye, hogy FBP eljárással képet lehet előállítani, azonban mivel az adatok a természetes geometria mentén meghatározott koincidencia vonalak mentén keletkeznek, a szinogramba rendezés információ veszteséggel jár.

MRI

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.