CT a MR zobrazování

Martin Horák

Radiodiagnostická klinika 1. LF UKFN Na Bulovce v Praze

2

CT – Computed Tomography

• „výpočetní tomografie“• „počítané zobrazování v řezech“• Objekt je zobrazován (řezán) v transverzální rovině

(axiální skeny).• Zobrazení částí pacienta v rovině kolmé na dlouhou osu

těla.• Při naklopení gantry ±30° semikoronární rovina• Zobrazovací přístroj sloužící převážně k diagnostice • Využívá rentgenové záření k tvorbě obrazu (paprsky X)• Měří se úbytek záření při průchodu pacientem -

absorbce

3

CT – historie

• G. Hounsfield a A. MacCormick– 60. léta vývoj– (Nobelova cena 1978)

• 1. CT v r. 1971– Matrix 80x80 bodů– akvizice jednoho obrazu v minutách

4

Generace CT přístrojů1. Translačně-rotační pohyb, 1 detektor2. Translačně-rotační pohyb, více detektorů3. Pouze rotační pohyb, sektor detektorů4. Rotující rentgenka a detektory po obvodu

– x. EBG – electron beam gun – Imatron / GE5. Helikální vyšetřování – „slip ring“, 1 pás

detektorů6. Multi-row detector CT (MDCT)

• 2; 4; 6; 8; 10; 16; 40; 64; 256; • DSCT 2x64 – dvě lampy + dva detektorové

pásy

5

Výhody 6. (7.) generace CT (MDCT)

• Velmi tenké řezy šíře 0,6 - 0,75mm• Na jeden sken 12-40mm tkáně• Velmi krátká akvizice 0,3s• Helikální vyšetření těla trvá – 6s - 15s• Výkonné keramické detektory• Nízká radiační zátěž• Výkonné počítače rekonstruují 6 obr./s• Matrix obrazu 512x512 bodů

6

Standardizace RDG dat - DICOM

• V 90. letech se sjednocuje platforma• DICOM – formát medicínského

digitálního obrazu• Každá modalita umí DICOM• Každý DICOM obraz má jedinečnou

identitu na světě • Každý pixel je určen 2 Bajty (16 bitů)

7

Obraz• Mnohonásobnou projekcí bodu při měření

absorbce ve tkáni se získávají hledané body – pixely

• K výpočtu - Fourierovy transformace• Každá vrstva má svoji tloušťku měříme

objemové body – voxely• Absorbce na CT – Denzita (HU)

škála šedi 212 – 4096 odstínů– vzduch –1000HU– voda 0HU

-1000 -100 0 +200 +1000 +3095HU

vzduch tuk voda k.l. kost kov

měkké tkáně

8

Typy vyšetření na CT

: Sekvenční (krokové)– incrementální (mozek, páteř)– dynamické (perfuze)

: Helikální (kontinuální, nesprávně spirální) (podstatně rychlejší – mírně nepřesné)

data se sbírají šikmo

9

Zobrazování na MDCT

• Náběr dat je v objemu – volná rekonstruovatelnost do různých šíří vrstev

• Izotropní voxel – stejná velikost v ose z• Pro většinu vyšetření 3-5mm řezy stačí• Širší řezy vznikají sumací tenkých řezů z úzkých

detektorů

10

Kernel(filtr)

• Nízké– měkké tkáně

• Vysoké– kosti– HRCT

11

Postprocessing

• Pracuje se s hotovými obrazy naskládanými do balíku dat – volum pacienta – DICOM

• Ideální nejtenčí možné skeny 0,6-2mm v nízkých kernelech 10-20

• Ideální překryv skenů 50% (rekonstrukční inkrement – 0,5)

• Vysoké kernely – velmi stoupá šum– pouze u MPR rekonstrukcí kostí

12

2D zobrazování

1. Axiální skeny– nejpřesnější– nejspolehlivější– bez zkreslení

13

2. MPR – Multiplanární rekonstrukce• Jakákoliv jiná rovina než axiální počítaná ze za sebou

jdoucích axiálních skenů (z volumu dat)

14

3D zobrazováníZ volumu dat - podle limit denzit a úhlu pohledu se

generuje obraz• SSD – shaded surface display – zobrazuje se povrch

(již málo využívaný nahrazen VRTem)• VE – virtuální endoskopie – zobrazení průletu trubicí

(céva, bronchus, střevo)

• MIP – maximum intensity projection(nejjasnější bod se promítá na stínítko za objektem)

15

4. VRT – volume rendering technique• Komplexní rekonstrukce – limity denzit a

průhlednosti (intenzita barvy=denzita objektu)

16

Postprocessing• subtrakce, ořezy, fúze• editace objektu - „vykostění“

(filtrace rozsahu denzit ve volumu dat)

17

MR diagnostika

18

Historie MR• 1873 rovnice popisující

elektromagnetická pole (Maxwell)• 1887 radiové vlny (Hertz)• 1911 supravodivost (Onnes)• 1911-26 struktura atomu, kvantová teorie, jaderný

magnetizmus (Rutherford, Bohr, Schroedinger, Pauli)• 1938 NMR experiment s proudem atomů Ag (Rabi)• 1946 NMR experiment s kapalinami a pevnými látkami

(Bloch, Purcell) • 1973 MR zobrazení s použitím magnetických gradientů

(Lauterbur) • 1976 MR tomogram lidského prstu

(Mansfield, Maudsley)• 1977 MR tomogram lidského hrudníku (Damadian)• 1981 celotělový 1,5 T MR tomograf

19

Co obsahuje MR?

Statické magnetické pole

Proměnná magnetická pole (magnetické gradienty – gradientní cívky)

RF cívky

Korekční (shim) cívky

Ostatní součásti MR tomografu …

20

Pohyby v homogenním mag. poli

• rotace kolem osy – magnetizmus

• precese – pohyb podél osy magnetizace s rychlostí = ω0 (Larmorova frekvence)

21

Statické magnetické pole• Pouze v silném homogenním magnetickém poli B0

– se rotační (magnetické) osy vodíkových jader uspořádají v jediném směru

– vodíková jádra precedují

Larmorova frekvence ωL = γ . B0• Proč musí být pole homogenní?

– aby všechna vodíková jádra precedovala se stejnou frekvencí

pole B0 = 1 Tesla ... ωL = 42,576 MHz

22

Proč silné pole?

• Zeměkoule má pouze 0,05mT• V silném poli narůstá podíl nadpočetných

paralelně uspořádaných protonů (pouze ty je možno využít pro MR zobrazení)

• Na 106 antiparalelních protonů připadá 106+6 paralelních protonů v 1T poli

• ↑ B0, kvalita zobrazení ↑( poměr signál/šum)↑– ↑ B0, tepelné zatížení pacienta ↑

(SAR – mikrovlnná trouba)

23

Proměnné magnetické pole

• Magnetické gradienty Gx,y,z - vkládáme do homogenního pole

• Chtěná kontrolovaná nehomogenita pole– vodíková jádra precedují v různých částech těla s různou vodíková jádra precedují v různých částech těla s různou

frekvencí a fází, tzn. Larmorova frekvence se u různých frekvencí a fází, tzn. Larmorova frekvence se u různých vodíkových jader liší podle jejich polohy ve vyšetřovaném vodíkových jader liší podle jejich polohy ve vyšetřovaném objektu: Lobjektu: Larmorova frekvence armorova frekvence lokálně lokálně ωωLL = = γγ . [B . [B00+G+Gx, y, zx, y, z]]

– umožní nám to prostorově lokalizovat zdroj signáluumožní nám to prostorově lokalizovat zdroj signálu

24

RF cívky• Radiofrekvenční cívky fungují jako přijímač a/

nebo vysílač RF signálu, tj. elektromagnetického vlnění o Larmorově frekvenci (≈ 101 MHz)

• RF vlnění, jehož frekvence je shodná („rezonuje“) s Larmorovou frekvencí (1T ... ωL= 42,576 MHz), dodá energii protonům, které ji následně (po skončení RF impulzu) zpětně vyzáří a dají nám tím informaci o struktuře zkoumané tkáně

25

Typy RF cívek

• Celotělové (body coil) ... vysílací a přijímací• Povrchové (surface coil) ... většinou přijímací

– tím že jsou blíže vyšetřovanému objektu, dávají lepší signál

– anatomicky přizpůsobené: hlavová, končetinová, ramenní, prsní, krční, ...

• Vícesegmentové cívky (array coil) ... několik „malých“ cívek v jednom „balení“– velmi kvalitní signál i z rozsáhlých vyšetřovaných

oblastí– umožňují použít paralelní akviziční techniky

26

27

Jádro -protony +-neutrony

Obal -elektrony -

MR aktivní jádra mají lichý počet částic v jádřeH – 1, C – 13, N – 15, O – 17, F – 19, Na – 23, P – 31

Chovají se jako slabý magnet

Struktura atomu

nukleony

28

MRI

• Zobrazování využívá atomů vodíku - H, který je v lidském těle ve velmi hojném počtu a má osamělý proton s výrazným magnetickým polem resp. magnetickým momentem

• Pokusy i s P

29

Princip MRI

• Vysíláme RF pulsy o Larmorově frekvenci do tkáně - excitujeme protony - dodáme jim energii

• Poté sledujeme, jak ztrácejí dodanou energii, vracejí se do svého původního energetického stavu

30

Po dodání impulzu – fázová koherence• radio-frekvenčním pulsem s frekvencí ωL

sklopíme precesi o úhel α

• na RF cívce se naměří příčná složka magnetizace M┴ rezonance

• v cívce se indukuje napětí s frekvencí ωLrezonance

31

Charakter signálu na RF cívce• „Free induction decay“ (FID) - Relaxace

– opětné rozfázování „spinů“ díky lokální nehomogenitě magnetického pole a vzájemné interakci spinů

– příčná magnetizace klesá po hyperbole

M┴ = 0M┴ > 0

32

Shrnutí relaxačních dějůPříčná složka M┴ 0T2 a T2* relaxační dějT2 bio-tkáně:80-200 ms

Podélná složka M// M0T1 relaxační dějT1 bio-tkáně:700-2000 ms

M//

T2* T2

M┴

T1

33

Základní typy tkáníVoda - malé molekuly, elektrony atomů H

přitahovány k atomu O, proton H méně stíněn, pomaleji předává získanou energii.

Voda - dlouhý čas T1 i T2

Tuk - velké molekuly, protony H více stíněny elektrony, rychle ztrácejí energii, rychleji se tedy vracejí do původního stavu.

Tuk - krátký čas T1 i T2

34

Porovnání relaxací

T1 relaxace

T2 relaxace

35

Vážení obrazuT1 vážený obraz – signál závisí na času T1

tkáně, čím kratší, tím vyšší intenzita signálu.Voda hyposignální.

T2 vážený obraz – signál závisí na času T2 tkáně, čím delší, tím vyšší intenzita signálu.

Voda hypersignální.

Protondenzitní (PD) obraz, nezávisí na T1 ani T2 času, pouze na množství protonů ve tkáni (jejich hustotě).

36

Co ovlivňuje MR signál?

• Protonová hustota (hustota jaderných spinů)

• T1 relaxace (biochemické vazby tkáně)

• T2 relaxace (biochemické vazby tkáně + vliv nativ. param. látek)

• Proudění spinů (krev v cévách)• Difuze spinů

(Brownův pohyb hlavně v extra-celulárním prostoru)

• Perfuze spinů (mikrocirkulace v kapilárách)

37

MR obraz – vhodná měřící sekvence

1. Spin-echo2. Inversion-recovery

• true IR• magnitude IR

3. Gradientní echo• koherentní• nekoherentní

38

Spin-echo (SE)• rozfázováním a znovu sfázováním příčné

magnetizace

TETR

90° 180° 90° 180°

TE ... echo časTR ... repetiční čas

39

Spin-echo shrnutíT1W

PDW T2W

T2WTR dlouhéTE dlouhé

PDWTR dlouhéTE krátké

???TR krátkéTE dlouhé

T1WTR krátkéTE krátké

40

Inversion-recovery (IR)

• předpřipravené SE

TI ... inverzní časTI

180° 90° 180°

41

Typy Inversion-recovery

0 je šedá

0 je černá

kladný signál je světlý

záporný signál je tmavý

záporný signál je světlý

kladný signál je světlý

(zde téměř 0)

TI = 350 ms

• (phase sensitive) “true” IR:

• magnitude IR (absolutní hodnota):

42

Gradient-echo (GE)

• obdoba SE s náklonem v úhlu=> zkracuje se TR– koherentní– nekoherentní

TR, TE jako u SEα …sklápěcí úhel

(flip angle, FA)TE

TR

αα α

43

Gradient-echo (GE) koherentní• M┴ je zachována na konci každého TR

• signál (kontrast) závisí na poměru T2/T1• sekvence pro MR angiografii (TOF),

– při krátkém TR dobře potlačují signál statické tkáně, proudící krev má naopak silný signál

44

Gradient-echo (GE) nekoherentní• M┴ je vynulována na konci každého TR • vážení závisí na TR a TE podobně jako u SE, navíc ale i na α• vždy určitý podíl T2*W - susceptibility artefakty

(i na T1W GE)– narůstá s TE, výraznější tedy u T2 (detekce krvácení, BOLD)

• menší náchylnost k pulzačním artefaktům• samozřejmě 2D, ale zejména 3D sekvence, možnost tenkých

vrstev, izotropní rozlišení, rychlost

45

Příklady MR sekvencíT1

MRAGE

T1-kl T2

T1-IR

46

MR sekvence vs. čas

EPI SE: 150 ms HASTE: 1 s TSE tf65: 34 s TSE tf11: 2,5 min SE : 6,5 min

• při zkracování času měření klesá obvykle kvalita obrazu a/nebo prostorové rozlišení

47

Další sekvence

• SE => TSE, DEFT, HASTE, RARE, DSE, MSE• IR => TIR, MIR, STIR, FLAIR

• GE=>– koherentní - FISP, True-FISP, PSIF, DESS,

CISS, FAID, – nekoherentní - FLASH, T1W-FFE, Spoiled

GRASS, SPAMM, TGSE

48

Fat sat• Využívá chemický posun mezi protony

v molekulách tuku a vody (jejich lehce rozdílná Larmorova frekvence).

• Na začátku sekvence je nejprve vyslán puls, který ovlivní – saturuje pouze protony tuku, ale protony vody nejsou ovlivněny.

• Potom se spustí normální sekvence (TSE, SE, GE), a na výsledném obrázku je potlačen signál tuku, jehož protony jsou saturovány

49

MR Spektroskopie

Metoda stanovující množství (koncentraci) různých látek ve tkáních pomocí magnetické rezonance.

Každý atom má jinou gyromagnetickou konstantu, a tedy jinou Larmorovu frekvenci.

Frekvence precese stejných atomů se však lehce liší též podle molekuly, ve které je atom vázán – tzv. chemický posun (chemical shift). Tento jev je dán různým stíněním jader atomů elektrony v molekule.

50

MR Spektroskopie

Výstupem je spektrum určitého prvku (např. H, C či P), ukazující zastoupení jednotlivých sloučenin s tímto prvkem v tkáni.

Vyžaduje:Vyžaduje:• velmi silné magnetické velmi silné magnetické

polepole• velmi homogenní polevelmi homogenní pole• výkonné gradientyvýkonné gradienty

51

MR Spektroskopie

• Prostata• Děložní čípek• Mozek

52

Proudění spinů• Makroskopické – MR AG• Mikroskopické• Difuse

53

Difusně vážené zobrazení (DWI)• Během gradientních pulsů dojde k nevratnému

rozfázování (poklesu) signálu úměrně velikosti difuse• nutný rychlý náběr dat• měření minimálně v 6-ti směrech

– časná ischémie, RS, tumory, abscesy

b=0 b=1000 ADC

54

MR traktografie – DTI

• vycházejí z difúze• Anizotropie DT je mírou hustoty neuronových svazků• v bílé hmotě dominuje difúze ve směru vláken

55

Co tedy s daty? – DICOM daty (CAD)• Rekonstrukce MIP, VRT + manipulace• Fúze• Perfuzní mapy• Tracking cév, objemů• Segmentace • Rastry• RAW data• Virtuální zobrazení

56

Rekonstrukce VRT, MIP• Nové VRTy (hlavně pro MR)

– CT VRTy propracované, snaha zobrazit podstatné, práce se světlem a stínem, barvou

– MR pouze MRA, zobrazit jinou tkáň je problém(T1W iso sekvence tenké řezy mozkem nativ i s k.l.)

• Možnost manipulací – Oddálit (vykloubit) kosti v kloubu – hodnotit

kloubní plochy– Samostatná manipulace jen s částí objektu

57

Fúze dat• Porovnat obrazy CT či MR proti sobě• Porovnat obrazy CT/CT či MR/MR proti sobě

časově posunuté• Porovnat UZ/CT/MR, CR/CT• Sledovat vývoj• Fúze dvou různých sekvencí z MR

58

Perfuzní mapyPerfuze – dynamická studie postkontrastně• Perfuze mozku CT/MR – fungují v praxi• Perfuze jiných orgánů či tumorů• Dynamické studie

– MR prsů– MR prostaty

• Možné udělat perfuzní mapy u CT břicha ze 3-5 měření ?

59

Tracking cév, objemů• Snaha odlišit určitou strukturu, tu poté

zvýraznit, zobrazit v MIP, VRT– Zobrazit průběh – cévy, bronchů, střeva

• „Natrekovaný“ orgán natáhnout a zobrazit• Zhodnotit sílu stěny orgánu

– Najít okraje orgánu, změřit objem• Rozlišit na ledvině kůru a dřeň• Spočítat objem plíce a objem bronchů

– Najít okraje patologie – tumor, ložisko

• Najít a vypočítat objem volné tekutiny v hrudníku nebo v břiše

• Spočítat objem hematomu

60

Segmentace• Využití MR k selektivní segmentaci

vybrané tkáně, zobrazit, počítat objem– Chrupavka– Kostní dřeň– Ložisko– Cévy

61

Rastry

• Na různých snímcích mají orgány určitý charakter

• Charakter se mění i po podání k.l. i.v.• Lze hodnotit podle rastru typ patologie

– Tvorba knihoven patologií

62

RAW data

Systémy umí počítat z RAW dat MPR a tenký MIP

• Je možné tvořit přímo VRT• Je možné RAW data přímo analyzovat

63

Virtuální zobrazení• Virtuální colonoskopie• Virtuální bronchoskopie• Virtuální arterioskopie• Virtuální pohyb v těle

64

Děkuji za pozornost