Egészségügy | Biofizika » Képalkotó diagnosztikai eljárások

Képalkotó diagnosztikai eljárások DEOEC Biofizikai és Sejtbiológiai Intézete Komputer tomográfia (CT) Gamma kamera Egy-foton emissziós komputer tomográfia (SPECT) Pozitron emissziós tomográfia (PET) Komputer tomográfia (CT) Képalkotó diagnosztikai módszer, amely a vizsgált test hossztengelyére merőleges síkban kijelölt szeletről ad 2D képet. 3D képalkotás = több egymás melletti 2D kép Az a, b és c kockákat az y egyenesre vonatkoztatott vetületük alapján nem lehet elkülöníteni egymástól. Az x vetületük alapján a c kockát már egyértelműen el lehet különíteni az a és b kockáktól. A sűrűség mátrix modellezése több irány felhasználásával sugárforrás I0 intenzitás Detektor I intenzitás Az eredeti I0 röntgen sugár intenzitás gyengülése az Ix = I0e-µx egyenlettel írható le. Az IA-D intenzitások az alábbiakkal egyenlők: IA = I0e-(D1+D2) IB = I0e-(D3+D4) IC = I0e-(D2+D4) ID = I0e-(D1+D3)

ahol Dk = µx (4 egyenlet a 4 ismeretlenre: D1.D4 !) A különböző irányokban mért Ik intenzitás értékekből kiszámítjuk, hogy mely nagy sűrűségű elemi voxelek (lila színnel) kerültek a sugárforrás és a detektor közötti sugárnyaláb útjába. Ezt az eljárást visszavetítésnek hívjuk. A jó felbontás érdekében az elemi kockák “voxelek” méretét a lehető legkisebbre kell megválasztani. Sok irány és rengeteg matematika segítségével a sűrűség mátrix rekonstruálható (Pontos megoldás nem lehetséges, közelítés Fourier transzformációval) Ik = I0e- µl ahol I0 a testbe belépő intenzitás, l a röntgensugár által a testben megtett út, µ pedig az erre a távolságra értelmezett átlagos gyengítési együttható. µl a vetítési irány menti µi∆l-ek összege, ahol ∆l a voxel mérete. A CT-ben használt energia tartományban (120-140 kV csőfeszültség) a röntgensugárzás nagy része (85%) Compton-szórással kisebb

része (15%) fotoeffektussal gyengül. Párképződés ebben az energia tartományban nem jöhet létre. A voxelen belüli sugárgyengítés két komponense: µx = τx + σx ahol τ = az abszorpciós koefficiens σ = a szóródási koefficiens Mindkét komponens a vizsgált anyag fizikai paramétereitől függ: µx ~ ρx Zneff,x + s ρx (Z/A)eff,x ρ Z Zeff,x n s A = a sűrűség = a rendszám = az ún. Effektív rendszám A molekulákat alkotó elemek rendszámának súlyozott átlaga = exponenciális kitevő ( kb. 3) = az adott csőfeszültség melletti szóródási konstans = tömegszám A sugárgyengítési együttható függése az anyag rendszámától és tömegszámától Elem H C N O Ca Fe I Ba Z 1 6 7 8 20 26 53 56 A 1 12 14 16 40 56 127 138 Z3 1 216 343 512 8 000 17 576 148 877 178 616 Z/A 1 0.5 0.5 0.5 0.5 0.46 0.42 0.41 A Ba- és a I-atomok, 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 (vese) és hepatotrop (máj) kontrasztanyagok • Dinamikus CT vizsgálatok. A CT-ben a standard denzitás értékeket HOUNSFIELD értékben (HU) mérik. Szövet/szerv HU érték Tömör csont 250 - 1000 között Szivacsos csont 130 - 100 között Máj 65 ± 5 vese 30 ± 10 plazma 27 ± 2 tüdő -500 -850 között A levegő és a víz gyengítése HU-ban mérve állandó érték (-1000 HU, ill. 0 HU) Különböző generációs CT készülékek felépítési sémája a mozgó detektor mozgó sugárforrás b mozgó detektor sor Mozgó sugárforrás c álló detektor mozgó sugárforrás d d álló detektor wolfrámgyűrű mozgó elektonnyaláb eltérítő tekercs eltérítő tekercs mozgó elektonnyaláb wolfrámgyűrű A CT

fejlődési irányai: A rtg-cső gyorsabb mozgatása Megnövelt detektorszám Csökkentett detektorbemenet 1 mm vastag szeletek 3 dimenziós másodlagos képrekonstrukció (a már felvett digitális kép számadataiból előállított újabb vetületi képek) 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. Kiváló 3 dimenziós képalkotás tiszta másodlagos képalkotással. Kontrasztanyaggal CT-angiográfiát tesz lehetővé. Egészséges emberi agyról és agyvérzést követően készült CT felvételek Gamma-kamera Két dimenziós vetületi kép előállítása az emberi testbe bevitt radiofarmakonok testen belüli eloszlásásról az azok bomlását kísérő gamma sugárzás segítségével A gamma-szintillációs vizsgálatok elve kollimátor/szcintillátor/PMT csövek γ-sugár A

szcintillációs kristály és a hozzá csatolt fotoelektron sokszorozók felülnézetben A szcintillációs gamma kamera egységei és azok kapcsolata Mátrix áramkör Differenciál diszkriminátor ADC ADC Furosemid (vízhajtó) injekció Egy-foton emissziós számítógépes tomográfia SPECT A gamma kamerát a test körül körbeforgatva a CT-ben használt algoritmusok segítségével a Test mélyében lévő izotóp eloszlás is felderíthető Modern készülékekben több detektor is van SPECT felvétel készítés testkontúr menti pályán testkontúr menti pálya A gamma kamrás és SPECT vizsgálatokban használt izotópok: 99mTc, 123I, 131I, 133Xe A SPECT alkalmas: - agyi keringési folyamatok tüdő ventilláció májfunkció szívműködés stb. vizsgálatára Differenciáldiagnosztikai és onkológiai jelentősége folyamatosan nő 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-sugárzó 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. A leggyakrabban alkalmazott radiofarmakonok deoxiglükóz • 18FDG – képalkotás a glükóz-metabolizmus alapján – high-grade tumorok és benignus elváltozások elkülönítése – akut / spec. gyulladások és daganatok nem differenciálhatók • [11C]-metionin – képalkotás aminosav anyagcsere alapján – a daganat-sejtek intenzív aminosav-felvétele segít a gyulladások és tumorok megkülönböztetésében Pozitron-elektron annihiláció annihilációs foton elektron/pozitron annihiláció

annihilációs foton γ bomlás pozitron emisszióval β− β+ 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) radiofarmakonszintézis (radiokémia) radiofarmakon injektálása adatgyűjtés képrekonstrukció adatfeldolgozás interpretálás Adatgyűjtés detektor gyürű Adatgyűjtés Adatgyűjtés aktív detektor pár Adatgyűjtés az idő teltével több detektor pár lesz aktív Képrekonstrukció (visszavetítés) PET kép A PET-módszer jellemzői • nagy érzékenység • megfelelő térbeli felbontóképesség • az alkalmazott radiofarmakonra jellemző szelektivitás • kis sugárterhelés •

korlátozott elérhetőség • időigény • költség A debreceni PET-kamera www.petdotehu Kép kiértékelés: anatómiailag ekvivalens metszetek CT FDG-PET Képfúzió: CT+PET képek együttes megjelenitése Tumor Epipharynx-daganatok vizsgálata Egésztest CT/FDG-PET