docCzęść VI
download 
Reklamacja Transkrypt
Część VI
Część VI: Obrazowanie medyczne MATERIAŁY POMOCNICZE DO WYKŁADÓW Z PODSTAW BIOFIZYKI IIIr. Biotechnologii prof. dr hab. inż. Jan Mazerski OBRAZOWANIE MEDYCZNE Do końca XIX w. nie znane były techniki pozwalające na poznanie wnętrza organizmu żywego bez jego uszkadzania. Dopiero odkrycie w 1895r przez Wilhelma Konrada Roentgena tzw. promieni X zmieniło diametralnie sytuację: rozpoczęła się era nieinwazyjnych metod badania wnętrza żywego organizmu. Obecnie te tzw. techniki obrazowania obejmują nie tylko promienie X ale również szeroki zakres promieniowania elektromagnetycznego od promieni γ aż do fal radiowych oraz ultradźwięki i cząstki elementarne. Techniki obrazowania stosowane są zarówno do zdobywania wiedzy podstawowej z nauk biologicznych (funkcjonowanie organizmów i narządów) jak i w medycynie w diagnostyce wielu chorób. Obrazowanie ultradźwiękowe Ultradźwięki są podłużnymi falami ciśnienia o częstotliwości znacznie powyżej górnej granicy słyszalności ucha ludzkiego (> 20 kHz). Fale tego typu rozchodzą się bez nadmiernego tłumienia w cieczach i sprężystych ciałach stałych, są jednak szybko tłumione w gazach i porowatych ciałach stałych. Organizmy biologiczne traktować można jako skomplikowane układy wypełnionych cieczami struktur. 1 Część VI: Obrazowanie medyczne Ultradźwięki o niskiej energii przenikają przez tkanki bez ich uszkadzania i odbijają się od granic pomiędzy różnymi strukturami biologicznymi. Te odbite ultradźwięki są wykorzystywane do tworzenia obrazów organów wewnętrznych w urządzeniach zwanych skanerami ultradźwiękowymi. Technika obrazowania wykorzystująca ultradźwięki nosi nazwę ultrasonografii (USG, ang. UltraSonoGraphy). Generacja i detekcja ultradźwięków Typowy zakres częstotliwości stosowany w diagnostyce ultrasonograficznej zawiera się w przedziale od 1 do 5 MHz. Drgania mechaniczne o tak dużej częstotliwości są wytwarzane dzięki zjawisku piezoelektrycznemu: niektóre kryształy (np. kwarc) poddane działaniu pola elektrycznego zmieniają nieznacznie swoje wymiary. Naprzemienna różnica potencjałów o wysokiej częstotliwości przyłożona do powierzchni kryształu piezoelektrycznego wywołuje jego naprzemienne kurczenie i rozszerzanie. Te drgania mają taką samej częstotliwość jak przyłożona różnica napięć. Drgania kryształu wytwarzają falę ultradźwiękową. Amplituda drgań kryształu (energia fali ultradźwiękowej) jest największa, gdy częstotliwość zmian potencjału odpowiada jednej z naturalnych częstotliwości drgań własnych (zjawisko rezonansu). Częstotliwość drgań własnych kryształu zależy od jego wielkości, kształtu i sposobu cięcia. Obecnie w emiterach ultradźwiękowych stosuje się powszechnie mieszane kryształy cyrkonianu i tytanianu ołowiu. Charakteryzują się one lepszą wydajnością konwersji energii niż kryształy kwarcu. Budowę typowego nadajnika ultradźwiękowego stosowanego w diagnostyce medycznej pokazuje schemat poniżej. Izolator akustyczny Kryształ piezoelektryczny kabel Fala ultradźwiękowa Spiek ceramiczny tłumiący drgania Elektroda robocza (srebrna) Nadajnik taki może pełnić również funkcje odbiornika: docierająca fala ultradźwiękowa pobudza kryształ do drgań w efekcie czego na jego powierzchni pojawia się różnica potencjałów. Ultradźwięki są wytwarzane w postaci krótkich impulsów o typowym czasie trwania 10 µs i odstępie pomiędzy impulsami rzędu kilkuset µs. Podczas odstępu pomiędzy impulsami przetwornik 2 Część VI: Obrazowanie medyczne pełni rolę odbiornika. Z przetwornikiem sprzężony jest komputer przetwarzający odbierane impulsy na obraz struktury wewnętrznej organizmu. Obrazowanie ultrasonograficzne Odstęp czasu pomiędzy impulsami jest tak dobrany, aby ultradźwięki odbite od różnych powierzchni zdążyły wrócić do przetwornika przed wysłaniem kolejnego impulsu. Przykład sygnałów elektrycznych wychodzących z przetwornika w czasie pomiędzy impulsami pokazuje rysunek obok. jego wysokość wskazuje jaka jest zdolność powierzchni do odbijania Sygnał Każdy pik na wykresie odpowiada jakiejś powierzchni odbijającej, a fali. Na osi poziomej wykresu odniesiony jest czas pomiędzy wysłaniem impulsu i powrotem fali odbitej. Czas ten zależy przede wszystkim od Czas odległości powierzchni odbijającej od przetwornika. W pewnym stopniu zależy on również od charakteru tkanki przez którą fala przechodzi. Ten typ pracy ultrasonografu nosi nazwę skanu A. Praca w tym trybie nie wymaga przetwarzania danych, jednak uzyskane wyniki są trudne do bezpośredniej interpretacji. Dlatego wraz z rozwojem technik komputerowych coraz większą popularność zyskiwał tryb pracy zwany skanem B. W trybie tym tworzony jest w czasie rzeczywistym obraz wnętrza organizmu, co jest dużo łatwiejsze do interpretacji. Kolejne impulsy wysyłane są pod trochę różnymi kątami przemiatając wycinek koła. Kierunek wiązki zapisywane oraz natężenia elektronicznie. Po odbitych zakończeniu impulsów są przemiatania tworzony jest na ekranie monitora dwuwymiarowy obraz wnętrza organizmu. Jasność poszczególnych pikseli obrazu zależy od energii fali odbitej. Rysunek obok przedstawia obraz płodu ludzkiego w trybie skanu B. Ostatnio pojawiły się rozwiązania techniczne ultrasonografów pozwalające na uzyskanie przestrzennego, trójwymiarowego obrazu wnętrza organizmu. Wymagają one jednak bardzo precyzyjnego sterowania przetwornikiem i dużej mocy obliczeniowej komputerów. Uzyskane obrazy robią jednak imponujące wrażenie. Na rysunku obok pokazano obraz 3D główki 9-miesięcznego płodu. Fala dźwiękowa przechodząc przez ośrodek napotyka na opór. Miarą tego oporu jest wielkość zwana specyficzną impedancją akustyczną, Z: 3 Część VI: Obrazowanie medyczne Z = v⋅ρ gdzie: v – prędkość fali w ośrodku [m/s] ρ - gęstość ośrodka [kg/m3] Gdy dźwięk przechodzi z jednego ośrodka do drugiego o innej impedancji akustycznej część energii fali zostaje na granicy ośrodków odbita. Energia odbitej fali jest tym większa, im większa jest różnica impedancji akustycznych obu ośrodków. Tabela: Właściwości akustyczne niektórych ośrodków Gęstość [kg/m3] Ośrodek powietrze woda krew mózg tłuszcz mięsień kość 1,3 1 000 1 060 1 025 952 1 075 1 400 – 1 900 Prędkość dźwięku [m/s] Impedancja akustyczna Z [kg/m2s] 330 1430 1570 1540 1450 1590 4080 429 1,43×106 1,59×106 1,58×106 1,38×106 1,70×106 5,8÷7,8×106 Dramatyczna różnica w wartościach impedancji akustycznej występuje pomiędzy skórą i powietrzem (tabela powyżej). Jest to jeden z powodów dla których fala dźwiękowa z trudem wnika do wnętrza organizmu. Jest ona nie tylko silnie absorbowana przez nawet cienką warstewkę powietrza pomiędzy przetwornikiem a skórą, ale również silnie odbijana na Przetwornik Żel granicy powietrze/skóra. Aby zminimalizować oba te efekty stosuje się ciecz pośredniczącą na styku przetwornik/skóra. Skóra Tkanka Może to być cienki film oleju lub spęczniony wodą żel celulozowy. Należy jednak pamiętać, że technika USG opiera się właśnie na detekcji fal odbitych na granicy ośrodków. Wykazano, że ułamek energii α odbijany, gdy fala przechodzi z ośrodka 1 do ośrodka 2, można opisać zależnością: (Z − Z1 ) energia odbita α= = 2 energia przechodząca (Z 2 + Z1 )2 2 Jakość obrazów ultradźwiękowych Obraz ultradźwiękowy jest tworzony na podstawie zbioru fal dźwiękowych odbitych od niejednorodności w ośrodku na różnych głębokościach. Ostrość frontu odbitych fal dźwiękowych 4 Część VI: Obrazowanie medyczne zależy od długości trwania impulsu: jeżeli czas trwania impulsu jest zbyt długi fale odbite od różnych niejednorodności mogą na siebie nachodzić zacierając obraz. Jednakże, jeżeli impuls jest zbyt krótki energia fal odbitych może ginąć w „szumie” układu wzmacniającego. W praktyce najlepszy czas trwania impulsu musi być kompromisem pomiędzy tymi dwoma wymaganiami. Innym problemem są wielokrotne odbicia: odbita fala może odbijać się w drodze powrotnej od innych powierzchni i wytwarzać wtórne fale odbite. Powoduje to wystąpienie wielokrotnych ech, które nachodzą na siebie obniżając czytelność obrazu. Innym czynnikiem ograniczającym jakość uzyskiwanych w USG obrazów jest zmiana położenia organów wewnętrznych lub całego pacjenta. Zmiana położenia powierzchni odbijającej powoduje niespójność wyników uzyskanych z poszczególnych wiązek skanujących i rozmycie obrazu. Zdjęcie obok pokazuje obraz USG żywego serca uchwycony w momencie rozkurczu. Rozdzielczość obrazu USG, podobnie jak np. obrazów mikroskopowych, uzależniona jest od zjawiska dyfrakcji fali. Praktyka pokazała, że w ultrasonografii najmniejsze dostrzegalne szczegóły obrazu mają wielkość rzędu długości fali. Tak więc chcąc obserwować wnętrze organizmu z rozdzielczością 1 mm musimy użyć fal ultradźwiękowych o długości równej 1 mm lub krótszych. Ultrasonografy diagnostyczne pracujące przy częstotliwości od 1 do 15 MHz pozwalają otrzymywać obrazy o rozdzielczości ok. 0,1 mm. Ultrasonografia dopplerowska Jednym z użytecznych zastosowań techniki USG jest pomiar szybkości przepływu krwi w naczyniach. Wykorzystuje się w tym celu zjawisko Dopplera. Fala odbita od płynących w strumieniu krwi czerwonych krwinek ma inną częstotliwość niż fala padająca. Ta różnica zależna jest od szybkości strumienia krwi: ∆f = f o − f n = 2fν cos θ v gdzie: fo – częstotliwość fali odbitej fn – częstotliwość fali nadawanej ν - prędkość strumienia krwi θ - kat pomiędzy kierunkiem fali a kierunkiem przepływu krwi v – prędkość fali w ośrodku [m/s] Przetwornik Żel Częst. odbita fo Częst. emitowana fe θ Z powyższej zależności można bez trudu obliczyć szybkość przepływu krwi: 5 Część VI: Obrazowanie medyczne ν= ∆fv 2f cos θ Zasady bezpieczeństwa Fale ultradźwiękowe niosą z sobą energię. Część tej energii jest pochłaniana podczas przechodzenia fali przez tkanki. To pochłanianie energii może się objawiać trojako: wywoływać ogrzanie tkanek. Tkanką najsilniej pochłaniającą energię fali ultradźwiękowej jest tkanka kostna. Efekt ten można ograniczyć stosując krótki czas ekspozycji i niską intensywność wiązki. wywoływać rezonansowe drgania małych obiektów. Przy pewnych częstotliwościach drgania te mogą być tak silne, że doprowadzają do mechanicznego zniszczenia obiektów. Nie zdarza się to w warunkach badań diagnostycznych, ale może być stosowane jako metoda nieinwazyjnego rozdrabniania kamieni żółciowych lub nerkowych. wywoływać zjawisko kawitacji. Lokalne ogrzanie tkanki może prowadzić do powstania mikropęcherzyków gazu. Pęcherzyki te silnie absorbują energię fali, powiększają swoją objętość i mogą doprowadzić do zniszczenia otaczających je komórek lub tkanek. Zjawisko to praktycznie nie występuje przy energiach stosowanych w badaniach diagnostycznych. Obrazowanie rentgenowskie Promienie X są falami elektromagnetycznymi o małej długości fali (od 0,001 do 10 nm) wywołującymi jonizacje materii. Z małą długością fali wiąże się duża energia pojedynczych kwantów: od 100 eV do 1 MeV. W diagnostyce medycznej stosuje się zwykle promieniowanie o energii ok. 30 keV. Promieniowanie o takiej energii uzyskuje się przez bombardowanie metalowej antykatody wiązką elektronów przyspieszanych odpowiednią różnicą potencjałów (ok. 30 kV). Obrazy transmisyjne Najpowszechniej stosowana techniką obrazowania z zastosowaniem promieni X są tzw. prześwietlenia, czyli obserwacje zmian intensywności wiązki po przejściu przez badany obiekt. Technika ta w medycynie nosi nazwę radiografii. Ponieważ promienie X nie są widoczne gołym okiem stosuje się odpowiednie ekrany fluorescencyjne lub klisze fotograficzne. Jak we wszystkich technikach absorpcyjnych tak i przy obrazach radiograficznych podstawową sprawą jest uzyskanie obrazów o ostrych konturach i istotnych różnicach w intensywności. Podstawowym parametrem determinującym oddziaływanie materii z promieniowaniem X o energii rzędu 30 kV jest liczba atomowa. Pochłanianie promieniowania jest bowiem proporcjonalne do 6 Część VI: Obrazowanie medyczne sześcianu liczby atomowej Z. Dlatego kości zawierające znaczącą zawartość wapnia (Z = 20) dużo silniej pochłaniają promienie X niż inne tkanki zawierające głównie węgiel (Z = 6), tlen (Z = 8) i wodór (Z = 1). Tzw. tkanki miękkie bardzo słabo pochłaniają promienie X. Aby uzyskać obraz przewodu pokarmowego lub przebieg naczyń krwionośnych należy zastosować tzw. kontrasty. Są to płyny lub zawiesiny bogate w pierwiastki o dużej liczbie masowej. Np. podczas prześwietleń przewodu pokarmowego stosuje się wodną zawiesinę siarczanu baru (dla baru Z wynosi aż 56). W podobny sposób, stosując związki zawierające pierwiastki ciężkie, np. jod (Z = 53), można uwidocznić przebieg naczyń krwionośnych (angiografia). Zdjęcie ręki zamieszczone powyżej wykonane zostało po wprowadzeniu kontrastu do tętnicy zasilającej rękę w krew. Dzięki temu można bez trudu prześledzić przebieg żył i tętnic. Zdjęcie obok pokazuje przebieg tętnic wieńcowych podczas tzw. koronografii. Tomografia komputerowa Tomografia komputerowa, TK, (ang. Computer Tomography, CT) jest techniką obrazowania wykorzystującą projekcje badanego obiektu uzyskane z różnych kierunków. Pozwala to na uzyskanie obrazów przekrojowych (2D) i przestrzennych (3D). Pierwszy tomograf, tzw. EMI scanner, został zbudowany w roku 1968 przez sir Godfreya Newbolda Hounsfielda, z firmy EMI Ltd, z Wielkiej Brytanii. W następnych latach dzięki pracom licznych badaczy stworzono komercyjne aparaty tego typu i wykazano unikalne możliwości tej techniki obrazowania. Hounsfield i Cormack otrzymali w 1979 roku Nagrodę Nobla za wynalezienie i budowę tomografu komputerowego. 7 Część VI: Obrazowanie medyczne Zbieranie danych We współczesnych tomografach źródło promieniowania i detektory poruszają się po okręgu prostopadłym do długiej osi pacjenta (dookoła obrazowanego narządu/obiektu), wykonując szereg prześwietleń wiązką promieniowania równoległą do płaszczyzny obrazowanej. Strumień danych z detektorów zawiera informacje na temat natężenia promieniowania docierającego do danego detektora. Natężenie to zależy od stopnia pochłaniania i rozpraszania promieni X przez poszczególne tkanki (elementy składowe obiektu). Dane dla każdego położenia układu źródło-detektory zostają zapisane na twardym dysku komputera. Informacje z uzyskanych projekcji są poddawane obróbce komputerowej w celu uzyskania czytelnego obrazu (przekroju). Chcąc uzyskać kolejne przekroje tkanki należy pomiar powtarzać dla różnych pozycji pacjenta wzdłuż osi z. Rekonstrukcja obrazu Podstawy matematyczne tej techniki są zasługą austriackiego matematyka Johanna Radona. W roku 1917 udowodnił on, że obraz dwu- i trójwymiarowego obiektu można odtworzyć w sposób zupełny z nieskończonej ilości rzutów tego przedmiotu. Po zastosowaniu skomplikowanych obliczeń, uwzględniających ile promieniowania zostało pochłonięte przez poszczególne elementy badanego obiektu przy wykonywaniu projekcji z danego kierunku, tworzony jest obraz przedstawiający dany przekrój badanego narządu. Obrazy są monochromatyczne (czarno-białe). Każdy przekrój przez obiekt jest dzielony na małe części, voksele, reprezentujące fragment obrazowanej objętości. Do każdego voksela przypisywana jest liczbowa wartość proporcjonalna do stopnia, w którym pochłania on promieniowanie. Aby w danej warstwie określić tę wartość dla n fragmentów, potrzebne jest przynajmniej n równań opisujących pochłanianie w danej warstwie. Trzeba więc posiadać n różnych projekcji tej warstwy. Im więcej mamy projekcji, tym lepszą dokładność obrazu uzyskamy. EMI scanner wykonywał obrazy o rozdzielczości 80 x 80 pikseli (6400 równań) z 28 800 projekcji. Współczesne tomografy wykonują nawet do 2 000 000 projekcji. Dzięki temu ich rozdzielczość sięga dziesiątków mikrometrów. Z powodu ilości równań wymaganych do odtworzenia obrazu, nie można było zrealizować tomografii w chwili jej wynalezienia, w roku 8 Część VI: Obrazowanie medyczne 1917. Dopiero pojawienie się komputerów z ich możliwościami obliczeniowymi utorowało drogę do praktycznego wykorzystania tomografii. Uzyskane liczbowe wartości współczynników pochłaniania zawarte są w przedziale od –1000 (powietrze) do +3000 (kości). W tej skali wodzie odpowiada wartość 0. Współczynniki pochłaniania z pewnego przedziału (tzw. okna) są następnie przeliczane na 256 stopni szarości. Taka technika wizualizacji pozwala uzyskać z tych samych danych zapisanych w komputerze różne obrazy ułatwiające interpretację. Poniższe 2 zdjęcia przedstawiają ten sam przekrój klatki piersiowej. Dla zdjęcia po stronie lewej tak dobrano okno, aby uwidocznić przede wszystkim kości. Z kolei przy tworzeniu zdjęcia po stronie prawej chodziło przede wszystkim o zobrazowanie szczegółów płuc. Zdjęcie poniżej pokazuje zestaw przekrojów głowy sześcioletniej pacjentki u której podejrzewano istnienie ponadnamiotowego guza złośliwego. Posiadając dostateczną liczbę przekrojów i dostatecznie szybki komputer można się pokusić o przestrzenną rekonstrukcję poszczególnych narządów. 9 Część VI: Obrazowanie medyczne Bezpieczeństwo badania TK Rentgenowska tomografia komputerowa, z definicji, wykorzystuje promieniowanie X do wykonywania przekrojowych zdjęć obiektów. Promieniowanie X jest promieniowaniem jonizującym, co wiąże się z potencjalnym zagrożeniem dla życia i zdrowia organizmów żywych w wypadku nadmiernej ekspozycji. Jest to prawdopodobnie jedyna wada tej metody diagnostycznej. Niestety, z punktu widzenia ochrony radiologicznej, lekarze skierowujący na badania tomografem rentgenowskim i wykonujący je, zwykle nie są świadomi, że badanie TK napromieniowuje pacjenta kilkaset razy większą dawką promieniowania niż typowa sesja diagnostyczna zwykłym aparatem rentgenowskim (100 razy większa przy badaniu głowy, 400 razy większa przy badaniu klatki piersiowej, 500 razy większa przy badaniu jamy brzusznej). Z powodu łatwości i szybkości badania tomografem, często zleca się je, pomimo że wystarczyłoby klasyczne zdjęcie. Tomografia komputerowa stanowi około 4% wszystkich badań rentgenowskich, daje jednak 20% wkład w dawki całej populacji ze wszystkich badań diagnostycznych. Co prawda badanie tomografem nie niesie z sobą żadnego bezpośredniego zagrożenia, jednak jeśli zostaje zlecone niepotrzebnie, stanowi pogwałcenie podstawowej zasady ochrony radiologicznej. Mówi ona, by wystawiać człowieka tylko na konieczne i możliwie jak najmniejsze dawki promieniowania jonizującego. Obrazowanie z wykorzystaniem izotopów radioaktywnych Izotopy radioaktywne wysyłają promieniowanie jonizujące α, β i γ. Promieniowanie to jest na tyle przenikliwe, że może być wykryte na zewnątrz organizmu. W diagnostyce medycznej izotopy radioaktywne mogą być wykorzystane na dwa sposoby: do śledzenia przepływu krwi: izotop jest wprowadzany do krwi w postaci prostego związku organicznego lub nieorganicznego w pobliżu badanego miejsca i jego rozprzestrzenianie się w organizmie jest śledzone różnymi technikami. do śledzenia akumulacji izotopu w wybranych tkankach lub narządach: izotop promieniotwórczy wbudowany jest do określonego związku organicznego, który wybiórczo gromadzony jest w określonym organie lub tkance. Dobór izotopu Ilość znacznika promieniotwórczego powinna być jak najmniejsza, aby ograniczyć szkodliwy efekt promieniowania jonizującego. Czas ekspozycji na promieniowanie może być ograniczony jeżeli: znakowany związek usuwany jest szybko z organizmu czas połowicznego zaniku izotopu jest krótki 10 Część VI: Obrazowanie medyczne Czas życia znacznika musi być ponadto dopasowany do skali czasowej badanego procesu. Np. przy badaniu przepływu krwi bardzo użyteczne są izotopy o krótkim czasie życia, gdyż sam pomiar trwa krótko. Z trzech rodzajów promieniowania radioaktywnego najmniej szkodliwe dla organizmu są promienie γ, gdyż łatwo przenikają przez tkanki i praktycznie nie wywołują jonizacji. Również niskoenergetyczne promienie β (elektrony lub pozytony) powodują tylko minimalną jonizację tkanek i emitujące je izotopy mogą być z powodzeniem stosowane w diagnostyce medycznej. Jedynie izotopy emitujące promienie α , ze względu na ich silną jonizację tkanek nie są stosowane w obrazowaniu. Jednym z najbardziej użytecznych znaczników promieniotwórczych jest izotop 99 m 43 Tc . Literka „m” w symbolu izotopu oznacza, że jest to jądro metastabilne. Znajduje się ono na wyższym poziomie energetycznym niż stan podstawowy. Jądra tego izotopu wracają do stanu podstawowego z czasem połowicznego zaniku ok. 6 godz. wysyłając kwant gamma o energii 140 keV. Kwanty o takiej energii są bardzo łatwe do detekcji. Powstające jądra 99 43 Tc są również nietrwałe, jednak ich czas połowicznego zaniku wynosi aż 216 000 lat i charakteryzują się bardzo słabą radioaktywnością. Zastosowanie technetu jest względnie bezpieczne, gdyż ulega on bardzo szybkiemu rozkładowi i stopień napromieniowania organizmu jest niewielki. Jednocześnie ten krótki czas połowicznego zaniku stwarza poważne problemy z jego powszechnym zastosowaniem. Pomiędzy wytworzeniem izotopu a jego zastosowaniem nie może upłynąć czas dłuższy niż kilkanaście godzin. Oznacza to, że wytwórnia znacznika musi się znajdować w tym samym mieście co ośrodek diagnostyczny. Metastabilny 99 42 99m 43 Tc powstaje w wyniku reakcji: Mo → 99m43Tc + −01 e + ν Z kolei molibden 99 jest izotopem radioaktywnym o czasie półtrwania ok. 67 godz. Powstaje on podczas napromieniowania neutronami naturalnego izotopu molibdenu 98: 98 42 Mo + 01 n → 99 42 Mo Do produkcji metastabilnego technetu w ilości odpowiadającej bieżącemu zapotrzebowaniu opracowano specjalny układ zwany „krową molibdenową”. Jego podstawowym elementem jest kolumna z porowatego glinu z zaabsorbowanym molibdenem. Kolumnę taką poddaje się naświetlaniu strumieniem neutronów w reaktorze jądrowym. Ponieważ glin ma mały przekrój czynny dla powolnych neutronów, więc proces zachodzi wydajnie i powstaje mało innych izotopów. Na tym etapie niepromieniotwórczy Mo-98 przechodzi w nietrwały Mo-99. Porowate 11 Część VI: Obrazowanie medyczne złoże glinowe zawierające Mo-99 umieszcza się w czymś w rodzaju kolumny chromatograficznej. Powstający z rozpadu Mo-99 Tc-99m stosunkowo słabo wiąże się z glinem. Przemywając kolumnę roztworem soli uzyskuje się z niej tyle technetu ile jest w danym momencie potrzebne. Detekcja promieniowania Do detekcji promieniowania γ przy obrazowaniu z zastosowaniem znaczników izotopowych najlepiej nadaje się zestaw liczników scyntylacyjnych zorganizowanych w formie tzw. kamery gamma. Licznik scyntylacyjny składa się ze: i) scyntylatora (roztwór lub kryształ), ii) fotopowielacza i iii) układu elektronicznego zliczającego błyski. Kwant γ (czerwona strzałka) trafiający do scyntylatora wywołuje w nim powstanie rozbłysku światła (zielona strzałka). Część fotonów powstałych podczas rozbłysku trafia na fotokatodę wybijając z niej jeden lub więcej elektronów (purpurowe linie). Różnica napięć pomiędzy kolejnymi dynodami przyspiesza wybite elektrony na tyle, że po zderzeniu z dynodą każdy z nich wybija 2 lub więcej elektronów wtórnych - sygnał ulega wzmocnieniu. Wzmocniony strumień elektronów trafia na elektrodę zbierającą, która przekazuje powstający prąd do układu elektronicznego zliczającego poszczególne impulsy prądowe. Taki układ scyntylatora i fotopowielacza zdolny jest do zarejestrowania pojedynczego kwantu γ. Aby móc zarejestrować promieniowanie γ pochodzące z różnych części badanego obiektu pojedyncze detektory łączy się w matrycę detektorów. Matryca taka może zawierać nawet kilka tysięcy detektorów. Detektory w matrycy ułożone są najczęściej heksagonalnie. Taka konfiguracja pozwala uzyskać lepszą rozdzielczość obrazu niż konfiguracja z detektorami w narożach kwadratu. Właśnie taka matryce detektorów nazywa się kamerą gamma. Kwanty γ powstające podczas rozpadu znacznika promieniotwórczego poruszają się we wszystkich kierunkach i wpadają do scyntylatora pod różnymi kątami. Powoduje to znaczne pogorszenie jakości uzyskanego obrazu. Dla wyeliminowania tego zjawiska pomiędzy badanym obiektem i kamerą gamma umieszcza się tzw. kolimator. Jest to układ przecinających się przegród równoległych do osi widzenia kamery i wykonanych z materiału silnie pochłaniającego promieniowanie γ. Powstaje w ten sposób zestaw pustych w środku graniastosłupów stykających się z sobą. Kwanty biegnące pod zbyt dużym kątem do osi kamery zostają pochłonięte przez 12 Część VI: Obrazowanie medyczne kolimator, a do kamery docierają tylko kwanty biegnące prawie równolegle do osi widzenia. Im bardziej wysmukłe są graniastosłupy tworzące kolimator tym ostrzejszy otrzymujemy obraz. Schemat obok pokazuje wzajemne usytuowanie poszczególnych elementów układu do obrazowania z wykorzystaniem znaczników emitujących promieniowanie γ. Technika PET Tomografia pozytonowa (ang. Positron Emission Tomography, PET) jest techniką obrazowania, w której zamiast zewnętrznego źródła promieniowania rentgenowskiego lub radioaktywnego rejestruje się promieniowanie powstające podczas anihilacji pozytonów (anytelektronów czyli elektronów o dodatnim ładunku). Źródłem pozytonów jest podana pacjentowi substancja promieniotwórcza, ulegająca rozpadowi beta plus. Substancja ta zawiera krótko żyjące izotopy promieniotwórcze, co ogranicza powstawanie uszkodzeń tkanek wywołanych promieniowaniem. Niestety wiąże się także z koniecznością uruchomienia cyklotronu w pobliżu miejsca badania (krótki czas życia izotopów to także krótki maksymalny czas ich transportu) co znacząco podnosi koszty. Zasada działania Powstające w rozpadzie promieniotwórczym pozytony, po przebyciu drogi kilku milimetrów, zderzają się z elektronami zawartymi w tkankach ciała, ulegając anihilacji. W wyniku anihilacji pary elektron - pozyton powstają dwa kwanty promieniowania elektromagnetycznego (fotony γ) poruszające się w przeciwnych kierunkach (pod kątem 180°) i posiadają energię o wartości 511 keV każdy. Fotony te rejestrowane są jednocześnie przez dwa z wielu detektorów ustawionych pod różnymi kątami w stosunku do ciała pacjenta (najczęściej w postaci pierścienia), w wyniku czego można określić dokładne miejsce powstania pozytonów. Informacje te rejestrowane w postaci cyfrowej na dysku komputera, pozwalają na konstrukcję obrazów będących przekrojami ciała pacjenta, analogicznych do obrazów uzyskiwanych w tomografii rentgenowskiej. 13 Część VI: Obrazowanie medyczne W badaniu PET wykorzystuje się fakt, że określonym zmianom chorobowym towarzyszy podwyższony metabolizm niektórych związków chemicznych. Metabolizm ten wymaga zwykle nakładu energii. Ponieważ energia w organizmie uzyskiwana jest głównie poprzez spalanie cukrów, to w badaniach wykorzystuje się fluorodeoxyglukozę znakowaną izotopem F-18 (18F-FDG). Zastosowanie PET stosuje się w medycynie nuklearnej głównie przy badaniach mózgu, serca, stanów zapalnych niejasnego pochodzenia oraz nowotworów. Szczególnie ważne jest stosowanie tej techniki diagnostycznej przy badaniu mózgu. Ponieważ w tej technice obrazowania uwidaczniają się przede wszystkim te fragmenty tkanki w których istnieje duże zapotrzebowanie na energię, więc można wykryć obszary mózgu o nadmiernej lub osłabionej czynności. Zdjęcie obok pokazuje obraz PET zdrowego mózgu. Barwa czerwona odpowiada obszarom aktywnym metabolicznie, a niebieska nieaktywnym. Zastosowanie PET wpłynęło na znaczne poszerzenie wiedzy o etiologii i przebiegu schorzeń neurodegeneracyjnych takich jak choroba Alzheimera i Parkinsona. Umożliwia również wczesną diagnozę choroby Huntingtona oraz różnych postaci schizofrenii. Technikę PET stosuje się również do lokalizacji obszarów mózgu związanych z określonymi rodzajami aktywności mentalnej i intelektualnej. Udało się w ten sposób zlokalizować m.in. obszary odpowiedzialne za rozpoznawanie muzyki i myślenie matematyczne. 14 Część VI: Obrazowanie medyczne Dzięki diagnostyce PET istnieje bardzo duże prawdopodobieństwo rozpoznania nowotworów (w około 90% badanych przypadków). Takiego wyniku nie daje się osiągnąć przy pomocy żadnej innej techniki obrazowania. PET daje także możliwość kontroli efektów terapeutycznych w trakcie leczenia chorób nowotworowych, np. za pomocą chemoterapii. Stosując inne niż FDG znaczniki izotopowe można uzyskać wiele cennych informacji o farmakokinetyce i farmakodynamice substancji w organizmie. Dotyczyć to może zarówno substancji endogennych jak i ksenobiotyków, np. leków. Zdjęcie obok pokazuje dystrybucję cholesterolu znakowanego 18 F w 30 min. po jego dożylnym podaniu. Obrazowanie MRJ Obrazowanie przy pomocy magnetycznego rezonansu jądrowego jest stosowane głównie w obrazowaniu medycznym dla uwidocznienia budowy i funkcji organizmu. Pozwala ono na uzyskanie szczegółowych obrazów wnętrza organizmu w wybranych przekrojach. Rezonans magnetyczny pozwala na uzyskanie bardziej kontrastowych obrazów tkanek miękkich niż rentgenowska tomografia komputerowa, co czyni go szczególnie użytecznym w neurologii, kardiologii, onkologii i obrazowaniu mięśni. W odróżnieniu od tomografii rentgenowskiej czy techniki PET w metodzie tej nie stosuje się promieniowania jonizującego, lecz pole magnetyczne o dużym natężeniu i fale radiowe. Pole magnetyczne służy do zorientowania posiadających moment magnetyczny jąder atomów wodoru lub innych jąder paramagnetycznych: 19 F lub 31 P. Fale radiowe o odpowiednio dobranej częstotliwości wywołują reorientację tych dipoli magnetycznych. Ich powrót do energetycznego stanu podstawowego związany jest z emisją fal radiowych wykrywanych przez skaner. Zarejestrowane przez skaner sygnały wykorzystywane są do stworzenia obrazu wnętrza organizmu z wykorzystaniem metod stosowanych w innych typach tomografii. 15 Część VI: Obrazowanie medyczne Podstawy fizyczne Cząstki elementarne, takie jak protony i neutrony, posiadają właściwość kwantowomechaniczną zwaną spinem. Jądra atomowe takie jak 1H lub 31 P zawierają nieparzystą liczbę nukleonów charakteryzują się wypadkowym spinem różnym od 0 i tym samym posiadają moment magnetyczny (są małymi magnesami). Jądra takie jak 12 C zawierają sparowane spiny protonów i neutronów i ich wypadkowy spin równy jest 0. Tym samym równy zero jest również ich moment magnetyczny. Jednakże izotop 13 C posiada nieparzystą liczbę neutronów (1 niesparowany spin) i wypadkowy moment magnetyczny różny od 0. Gdy jądra posiadające moment magnetyczny znajdą się w silnym B zewnętrznym polu magnetycznym ich wektory momentu magnetycznego wykonują ruchy precesyjne wokół kierunku zewnętrznego pola magnetycznego. Podczas precesji wektory przyjmują jedną z 2 orientacji: równoległą lub antyrównoległą do kierunku linii sił tego pola. Orientacje µ te różnią się poziomem energii (efekt Zeemana). Różnica energii pomiędzy tymi dwiema orientacjami odpowiada promieniowaniu elektromagnetycznemu z obszaru fal radiowych. Konkretna różnica poziomów energetycznych zależy od: i) rodzaju jądra, ii) lokalnego natężenia pola magnetycznego. Jądra znajdujące się w niższym stanie energetycznym mogą zostać wzbudzone do wyższego stanu jedynie wtedy, gdy zaabsorbują kwant promieniowania elektromagnetycznego o energii precyzyjnie odpowiadającej różnicy poziomów energetycznych (absorpcja rezonansowa). Stan wzbudzony, w którym wszystkie jądra znajdują się na wyższym poziomie energetycznym, nie jest trwały: jądra próbują przejść na niższy poziom energetyczny pozbywając się nadmiaru energii. Proces taki nazywamy relaksacją. Bez zewnętrznego pola magnetycznego kierunki i zwroty spinów poszczególnych protonów są przypadkowe i zmieniają się chaotycznie. Po przyłożeniu zewnętrznego silnego pola magnetycznego spiny ulegają uporządkowaniu zgodnie z kierunkiem zewnętrznego pola. Jednakże wektor momentu magnetycznego każdego protonu wykonuje ruch precesyjny: porusza się po powierzchni bocznej stożka a jego koniec zakreśla okrąg. Dopuszczalne kąty rozwarcia stożka są skwantowane. Dla protonu dopuszczalne są 3 stany precesyjne: i. kąt rozwarcia < 90° i wektor momentu magnetycznego jest równoległy do zewnętrznego pola ii. precesja odbywa się w płaszczyźnie prostopadłej do zewnętrznego pola 16 Część VI: Obrazowanie medyczne iii. kąt rozwarcia < 90° i wektor momentu magnetycznego jest antyrównoległy do zewnętrznego pola Oś każdego stożka precesyjnego jest równoległa do zewnętrznego pola. W stałym polu magnetycznym mozliwe sa tylko stany i) i iii). Poza orientacja wektora precesji różnią się one ponadto poziomami energetycznymi. B M M W wyniku uporządkowania momentów magnetycznych pojawia się wypadkowy wektor namagnesowania próbki. Dochodzi również do uzgodnienia częstotliwości (ale nie fazy) ruchów precesyjnych sąsiednich protonów. Jeżeli na taką próbkę zadziałamy zmiennym polem magnetycznym prostopadłym do pola głównego o częstotliwości równej częstotliwości precesji, to wystąpi zjawisko rezonansu: momenty magnetyczne zmienią charakter ruchu precesyjnego. To dodatkowe pole magnetyczne pochodzi od fali elektromagnetycznej o częstotliwości radiowej, RF (ang. Radio Frequency) i ma postać krótkotrwałego impulsu. Podczas trwania impulsu zachodzą 2 zjawiska: fazy ruchu obrotowego sąsiednich protonów ulegają uzgodnieniu (koherencji). W efekcie koherencji pojawia się nowy, wirujący wektor magnetyzacji MT prostopadły do linii sił głównego pola magnetycznego. Sumowanie tego wektora z wektorem magnetyzacji podłużnej ML prowadzi do powstania wypadkowego wektora magnetyzacji M odchylonego od kierunku pola głównego o kąt θ. ML ML θ M MT 17 Część VI: Obrazowanie medyczne dochodzi do wzbudzenia spinowego - zmianie ulega kierunek wektora precesji i jądro przechodzi ze stanu o niższej energii do stanu o energii wyższej ML ML W zależności od natężenia i czasu trwania impulsu elektromagnetycznego zjawiska te zachodzą z różnym nasileniem. Z punktu widzenia obrazowania MR szczególnie ważne są dwie sytuacje: impuls RF 90° powodujący obrót wektora magnetyzacji o 90° i całkowity zanik składowej podłużnej, ML = 0. impuls RF 180° powodujący zmianę zwrotu magnetyzacji podłużnej bez zmiany jej wartości. Nie pojawia się składowa poprzeczna magnetyzacji, MT = 0. RF 90° ML θ = 90° RF 180° ML θ = 180° Po zaniku impulsu elektromagnetycznego o częstotliwości rezonansowej protony starają się powrócić do stanu początkowego wypromieniowując posiadany nadmiar energii w procesie swobodnej relaksacji FID (ang. Free Induction Decay). Sygnał FID odbierany jest przez odpowiednią antenę (cewkę). Charakterystyka sygnału FID zależy od charakterystyki fizycznej i chemicznej próbki. Na proces FID składają się 2 odmienne procesy relaksacyjne: relaksacja podłużna (relaksacja spin-sieć) - dotyczy składowej podłużnej ML wektora magnetyzacji M0 i jest wynikiem zaniku wzbudzenia spinowego i powrotu niektórych spinów do stanu o niskiej energii. Kinetykę relaksacji podłużnej można opisać zależnością: 18 Część VI: Obrazowanie medyczne t ⎞ ⎛ M L = M 0 exp⎜1 − ⎟ ⎝ T1 ⎠ gdzie: T1 - stała czasowa relaksacji podłużnej relaksacja poprzeczna (relaksacja spin-spin) - dotyczy składowej poprzecznej MT wektora magnetyzacji. Relaksacja ta związana jest z zanikiem koherencji spinów. Kinetykę relaksacji poprzecznej opisać można zależnością: ⎛ t ⎞ M T = M 0 exp⎜ − ⎟ ⎝ T2 ⎠ gdzie: T2 - stała czasowa relaksacji poprzecznej. Stosując odpowiednią sekwencję impulsów radiowych można określić niezależnie od siebie obie stałe czasowe. Realizacja techniczna Pole magnetyczne Obrazowanie z wykorzystaniem rezonansu magnetycznego wymaga bardzo silnego pola roboczego o bardzo dużej jednorodnosci. Fluktuacje w obszarze roboczym nie moga być wieksze niż 3 ppm (części na milion). Wymaga to bardzo starannego wykonania części i ich montażu oraz specjalistycznych układów pomiarowych i korekcyjnych. Jest to jeden z powodów wysokiej ceny skanerów RM. Do wytworzenia pola roboczego można wykorzystać 3 typy magnesów: magnesy stałe: klasyczny magnes wykonany z materiału ferromagnetycznego może byc wykorzystany do wytworzenia stałego, roboczego pola magnetycznego. Magnes tego typu, dostatecznie silny aby móc go zastosować w obrazowaniu RM, musi być bardzo duży i ciężki: jego masa musi przekraczac 100 ton. Jednak scaner z takim magnesem jest bardzo tani w obsłudze. Ma on jednak jedna podstawowa wadę: niezależnie od wagi i wielkości można przy ich pomocy uzyskać tylko względnie słabe pola magnetyczne (poniżej 0,4 T). Charakteryzują sie one ognaniczoną precyzją i stabilnością pola i dlatego wymagają dodatkowych elektromagnesów korygujących. Magnesy stałe wymagają ponadto specjalnych procedur bezpieczenstwa, ponieważ w żadnyej sytuacji nie da sie ich “wyłączyć”. Szczególną uwagę należy zwracać na obiekty ferromagnetyczne: nie można ich usunąć z przestrzeni roboczej gdy raz się tam dostaną. elektromagnesy klasyczne: cewki z drutu miedzianego nawinietego na walec z materiału ferromagnetycznego były źródłem pola magnetycznego w pierwszych skanerach RM. 19 Część VI: Obrazowanie medyczne Charakteryzuja sie niskim kosztem budowy lecz wymagają ciągłego zasilania w energie elektryczną, co znacząco podwyższa koszty eksploatacji. Ich istotnym mankamentem jest również konieczność odprowadzania ciepła wydzielającego sie w uzwojeniu. To rozwiązanie konstrukcyjne jest obecnie uznawane za przestarzałe. elektromagnesy nadprzewodzące: elektromagnesy z nadprzewodzącym uzwojeniem wytwarzać mogą bardzo stabilne pole magnetyczne o szczególnie dużej indukcji. Konstrukcja takiego elektromagnesu jest jednak bardzo kosztowna. Również utrzymywanie uzwojenia w temperaturze ciekłego helu jest trudne i bardzo kosztowne. Pomimo to, elektromagnesy nadprzewodzace są obecnie powszechnie stosowane w komercyjnych skanerach RM. Natężenie głównego pola magnetycznego skanerów MRJ ma kluczowy wpływ na jakość uzyskiwanych obrazów. Wraz ze wzrostem natężenia pola wzrasta stosunek sygnału do szumu, co pozwala uzyskać większą rozdzielczość lub krótszy czas skanowania. Jednakże zwiększenie roboczego natężenia pola magnetycznego wymaga zastosowania droższych magnesów i droższego oprzyrządowania. Wymaga też bardziej zaawansowanych procedur bezpieczeństwa. Obecnie w typowych skanerach medycznych stosuje się pola magnetyczne o indukcji 1,0 ÷ 1,5 T. Jest to w zastosowaniach ogólnomedycznych powszechnie akceptowany kompromis pomiędzy kosztem badania i jakością uzyskanego obrazowania. Do celów specjalnych, np. szczegółowego obrazowania mózgu, zalecane jest stosowanie silniejszych pól magnetycznych. Dostępne są handlowo skanery korzystające z pola o indukcji do 3,0 T. System częstotliwości radiowych Układ wytwarzający fale radiowe składa się z generatora częstotliwości, wzmacniacza mocy i cewki (anteny) nadawczej. Układ ten jest zwykle umieszczony w całości w obudowie skanera. Moc nadawcza układu może być regulowana, a współczesne najlepsze skanery mogą wytwarzać impulsy radiowe o mocy do 35 kW i emitować średnią moc rzędu 1 kW. Część odbiorcza składa się z anteny (cewki lub cewek), wzmacniacza wstępnego i systemu analizy sygnału. W najprostszych rozwiązaniach ta sama antena może służyć zarówno do wysyłania jak i odbioru fal radiowych. Jednakże dużo lepsze wyniki, szczególnie jeżeli obrazowany jest mały region, uzyskuje się stosując do odbioru małą cewkę zlokalizowaną możliwie blisko obrazowanego regionu. Skaner wyposażony jest zwykle z zestaw typowych cewek do analizy poszczególnych części ciała: głowy, kończyn itp. W ostatnim czasie dokonano znacznego postępu w technice obrazowania rezonansowego stosując bardzo zaawansowane technologicznie zestawy anten tworzących tzw. antenę fazową. Pozwala ona 20 Część VI: Obrazowanie medyczne na jednoczesny odbiór sygnału z kilku kanałów i znacznie skraca czas badania. Zastosowanie takiej techniki równoległej prowadzi jednak do zmniejszenia stosunku sygnału do szumu prowadząc czasami do powstawania numerycznych artefaktów w uzyskiwanych obrazach. Skanowanie Zjawisko rezonansu magnetycznego pojawia się jedynie wtedy, gdy częstotliwość impulsu radiowego jest zgodna z częstotliwością recesji spinów, która zależy od lokalnego natężenia wektora indukcji magnetycznej. Tym samym stosując dodatkowe pola magnetyczne o stałym w czasie, lecz zróżnicowanym przestrzennie natężeniu (tzw. gradienty magnetyczne) można uzyskać zjawisko rezonansu w ściśle określonym punkcie badanej przestrzeni. Gradienty magnetyczne są wytwarzane przez trzy układy elektromagnesów generujących ortogonalne gradienty wzdłuż kierunków x, y i z. Są one zasilane w prąd przez bardzo zaawansowane systemy wzmacniaczy pozwalające na szybkie i precyzyjne uzyskanie żądanego przestrzennego i czasowego zróżnicowania pola magnetycznego. Typowe systemy gradientowe są w stanie wytwarzać gradient pola magnetycznego w zakresie od 20 do 100 mT/m. Oznacza to, że przy indukcji roboczej 1,5 T i 1 m przestrzeni roboczej stosując gradient 100 mT/m wzdłuż osi z indukcja pola na jednym końcu przestrzeni roboczej wynosi 1,45 T podczas gdy na drugim równa jest 1,55 T. Ponieważ gradienty magnetyczne można ustawiać w zasadzie dowolnie, dowolnie też można wybierać płaszczyznę obrazowania. Nie musi ona być, jak w tomografii komputerowej, prostopadła do osi ciała. Zdjęcie obok pokazuje obraz stawu kolanowego z płaszczyzną obrazowania równoległą do osi ciała. Od jakości gradientu magnetycznego zależy szybkość skanowania. Większe gradienty pozwalają na szybsze zbieranie danych i lepszą rozdzielczość uzyskanych obrazów. Również systemy gradientowe pozwalające na szybsze zmiany gradientów pozwalają przyspieszyc badanie. Należy jednak pamiętać, że gradientów pól magnetycznych nie można nadmiernie zwiększać - po przekroczeniu pewnych wartości granicznych występuje niekontrolowana stymulacja połączeń nerwowych. Jest ona bardzo nieprzyjemna dla pacjenta i potencjalnie groźna dla jego zdrowia. Tworzenie obrazu Do tworzenia obrazu wykorzystuje się uzyskane dla poszczególnych fragmentów obrazowanej płaszczyzny wartości czasów relaksacji T1 lub T2. Wybór jednej z tych stałych zależy 21 Część VI: Obrazowanie medyczne od rodzaju analizowanej tkanki oraz celu badania. Obecnie istnieją określone procedury postępowania w przypadku typowych schorzeń. Różnicowanie tkanek Wartości obu stałych czasowych są zależne od właściwości fizykochemicznych środowiska (tkanki). Stała czasowa T1 jest tym większa im większa jest zawartość wody i mniejsze stężenie makrocząsteczek. Z kolei stała T2 jest tym większa im większa jest ruchliwość cząsteczek wody. W układach biologicznych wyróżnić można dwa rodzaje cząsteczek wody: swobodne (duża ruchliwość) i związane z makrocząsteczkami (mała ruchliwość). 3000 2500 T1 T2 Ti [ms] 2000 1500 1000 500 mięśnie śledziona nerki - kora wątroba mózg, subst. biała mózg, subst. szara nerki - rdzeń krew płyn m-r woda 0 Poszczególne tkanki różnią się zarówno bezwzględną zawartością wody jak i względną zawartością obu jej rodzajów. Ponadto stwierdzono, że z niektórymi stanom patologicznymi związane są charakterystyczne zmiany stałych czasowych. Pozwala to uzyskać wyraźne zróżnicowanie poszczególnych typów tkanek na obrazach MR i to w większości przypadków bez stosowania środków kontrastujących. Substancje kontrastujące Zwykle wykorzystanie czasów relaksacji T1 lub T2 daje dostateczne różnicowanie poszczególnych rodzajów tkanek lub odróżnienie tkanki zdrowej od zmienionej chorobowo. Zwiększenie ilości informacji zawartej w uzyskanym obrazie można uzyskać na dwu drogach: 1. zastosować bardziej zaawansowane techniki zbierania sygnału, 2. użyć czynnika różnicującego, tzw. kontrastu. Jako czynniki kontrastujące w obrazowaniu RM stosuje się zwykle substancje o specjalnych właściwościach magnetycznych. Najczęściej stosuje się związki chemiczne zawierające jądra paramagnetyczne, np. niektóre organiczne pochodne gadolinu. Tkanka lub płyn ustrojowy 22 Część VI: Obrazowanie medyczne zawierający gadolin daje bardzo jasny obraz w obrazowaniu T1. Donaczyniowe podanie preparatów gadolinowych pozwala to wykryć obszary nawet nieznacznie różniące się stopniem unaczynienia (np. nowotwory) lub stopniem drożności naczyń krwionośnych, np. regiony mózgu o słabym ukrwieniu po zatorze mózgowym. Zdjęcie obok pokazuje tzw. angiografie rezonansową: preparat gadolinu podany do tętnicy szyjnej ujawnia przebieg naczyń krwionośnych w najbliższym sąsiedztwie. Preparaty gadolinu nie są jednak obojętne dla pacjenta. Dlatego zwraca się szczególną uwagę na możliwie szybkie ich usunięcie z organizmu. W skrajnych przypadkach pacjentów z upośledzoną funkcją nerek stosuje się np. dializę. Ostatnio pojawiły się jako czynniki kontrastujące substancje superparamagnetyczne takie jak nanocząsteczki tlenków żelaza. Ich zawartość w tkance powoduje skrócenie czasu relaksacji T2. Są np. stosowane przy obrazowaniu wątroby: poprawnie działające komórki wątroby absorbują te cząstki podczas gdy zmienione chorobowe nie posiadają takiej zdolności. Preparaty superparamagnetyczne można również podawać doustnie podczas badania przewodu pokarmowego. W tym samym typie badania można również zastosować doustne preparaty diamagnetyczne takie jak siarczan baru. Funkcjonalny rezonans magnetyczny (fMRI) Hemoglobina związana z tlenem jest diamagnetyczna podczas gdy pozbawiona tlenu wykazuje własciwości paramagnetyczne. Tak więc sygnał rezonansowy pochodzący od obu form hemoglobiny nieco sie różni. Te niewielkie różnice można wykryć stosując odpowiednią sekwencję impulsów radiowych zwanych techniką BOLD (ang. Blood-Oxygen-Level Dependent). Sygnał BOLD jest tym silniejszym im bardziej utlenowiona jest krew. Wykazano, że zmiany sygnału BOLD związane są z metaboliczną i elektryczną aktywnością komórek nerwowych. Pozwala to zlokalizować obszary mózgu aktywne podczas rozwiązywania określonych zadań mentalnych. Jest to przy tym technika dużo bezpieczniejsza niż omawiana wcześniej technika PET. Rysunek obok pokazuje nałożenie sygnału BOLD na typowy przekrój czaszki podczas rozwiązywania pewnego mentalnego. Najsilniej ukrwione obszary mózgu wyróżnione są kolorem żółtym. 23 Część VI: Obrazowanie medyczne Spektroskopia rezonansu magnetycznego Spektroskopia rezonansu magnetycznego jest stosowana do pomiaru zawartości w tkance określonych substancji chemicznych, np. metabolitów lub leków. Skaner można nastawić na jeden z wielu rezonansów będących wynikiem przesunięć chemicznych wzbudzanego jądra, np. 1H lub 31 P. Pozwala to śledzić rozmieszczenie w tkance związków posiadających określone ugrupowanie chemiczne. Spośród licznych substancji zawartych w badanej tkance najczęściej określa się rozmieszczenie i względną zawartość: • choliny – składnika błon komórkowych • kreatyny – substancji zaangażowanej w przemiany energetyczne w komórce • glukozy – podstawowego źródła energii chemicznej • N-acetyloasparaginy – składnika osłonki mielinowej nerwów • alaniny i kwasu mlekowego – wskaźników diagnostycznych w niektórych typach nowotworów. Możliwe są 2 tryby pracy w zakresie spektroskopii RM: 1. tryb identyfikacji w którym na podstawie normalnego obrazowania wybieramy obszar pomiarowy i dla tego obszaru wykonujemy widmo NMR, 2. tryb obrazowania w którym najpierw wybieramy przesunięcie chemiczne odpowiadające określonej substancji, a następnie wykonujemy obrazowanie odpowiadające temu przesunięciu. Na poniższym zdjęciu (po lewej) pokazany jest poprzeczny skan głowy pacjenta chorego na nowotwór mózgu (meningioma) widoczny w prawej dolnej części obrazu. Czerwony kwadrat o boku ok. 2 cm pokazuje fragment nowotworu, dla którego wykonano widmo NMR (wykres po prawej). W nowotworach tego typu wskaźnikiem stopnia zaawansowania choroby jest zawartość alaniny (czerwony fragment widma przy ok. 1,4 ppm). Na widmie zidentyfikować też można sygnały pochodzące od kreatyny (niski sygnał przy ok. 3,0 ppm) oraz choliny (silny, ostry sygnał przy 3,2 ppm). Silny sygnał przy ok. 3,8 ppm nie ma znaczenia diagnostycznego. wzajemne proporcje intensywności tych 3 sygnałów pozwalają ocenić stopień złośliwości nowotworu i postawić wiarygodną diagnozę. Jest to typowy przykład pracy w trybie identyfikacji. 24 Część VI: Obrazowanie medyczne W trybie obrazowania zobaczyć można rozmieszczenie wybranych grup funkcyjnych, a tym samym zawierających je substancji, w całym skanie, a nie tylko w wybranym fragmencie. Wybieramy najpierw przesunięcie chemiczne, np. odpowiadające grupom metylowym choliny (czerwona strzałka na prawym panelu). Dla tego przesunięcia chemicznego wykonujemy teraz skan całego badanego obiektu, np. głowy pacjenta. Jaśniejsze obszary odpowiadają tkankom o dużej zawartości fosfatydylocholiny (lecytyny) lub acetylocholiny. Dotychczas spektroskopia rezonansu magnetycznego stosowana jest głównie przez naukowców w różnorodnych badaniach naukowych, chociaż nie ulega wątpliwości, że będzie ona miała w przyszłości również zastosowanie diagnostyczne. Bezpieczeństwo badania rezonansowego Obrazowanie z wykorzystaniem rezonansu magnetycznego nie korzysta z promieniowania jonizującego, jest więc względnie bezpieczne dla pacjenta. Nie oznacza to jednak, że nie niesie ono z sobą określonych zagrożeń. Podstawowe zagrożenia związane są ze stosowanym podczas badania bardzo silnym polem magnetycznym. Samo pole nie ma negatywnych skutków dla organizmu. Zagrożenie może się pojawić, gdy w organizmie pacjenta występują metalowe, a szczególnie para- lub ferromagnetyczne implanty. W chwili obecnej w wielu ośrodkach diagnostycznych wprowadza się jako procedurę wstępną klasyczne prześwietlenie promieniami X dla wykrycia obecności obiektów metalowych w przewidywanym obszarze działania silnego pola magnetycznego. Innego rodzaju zagrożenia mogą wystąpić, gdy pacjent korzysta z wszczepionych lub zewnętrznych układów elektronicznych takich jak rozrusznik serca. Układy takie mogą być wrażliwe na fale radiowe o dużym natężeniu stosowane do wywołania rezonansu. Przejawia się to 25 Część VI: Obrazowanie medyczne głównie w postaci zaburzeń pracy układów elektronicznych. Producenci sprzętu tego typu dokładają wielu starań aby zabezpieczyć je przed tego typu oddziaływaniem. Fale radiowe pochłaniane są przez tkanki. Ich energia zamienia się w ciepło. Stosowanie fal radiowych o skrajnie dużym natężeniu może spowodować istotny wzrost temperatury ciała i objawy hipertermii (przegrzania). Dlatego obecnie pracuje się nad opracowaniem norm dotyczących dopuszczalnego natężenia fal radiowych i czasu ich działania na pacjenta. Szybkie zmiany pola magnetycznego pojawiające się na skutek zastosowania skanowania gradientowego mogą wywoływać pobudzenie nerwów obwodowych na skutek indukcji elektromagnetycznej. Indukcja taka występuje najsilniej w długich włóknach nerwowych znajdujących się na skraju przestrzeni roboczej magnesu głównego. Szczególnie dramatyczne efekty mogą wystąpić gdy pobudzeniu ulegną nerwy sterujące pracą serca. Sytuacja taka może się pojawiać szczególnie podczas prześwietlania głowy (serce znajduje się poza obszarem roboczym). Szczególne zagrożenie wiąże się z technikami używającymi stromych, szybkozmiennych gradientów pola magnetycznego, np. z funkcjonalnym rezonansem magnetycznym (fMRI). Dlatego też odpowiednie przepisy zobowiązują producentów sprzętu do wykazania, że w żadnej ze stosowanych procedur skanowania nie są przekraczane graniczne wartości szybkości zmian pola magnetycznego. Szybkie zmiany gradientu pola magnetycznego oddziałują również na konstrukcje samego skanera, a w szczególności na uzwojenia cewek. Cewki te kurczą się i rozszerzają wywołując fale akustyczne i wibracje. Hałas we wnętrzu skanerów wysokopolowych przy szybkich rejestracjach może dochodzić do 130 dB. Odpowiada to hałasowi lotniczego silnika odrzutowego i znajduje się powyżej granicy bólu. Dlatego zarówno badany pacjent jak i obsługa skanera powinna być zaopatrzona w skuteczne osłony uszu. Rezonansowe obrazowanie magnetyczne nie korzysta z promieniowania jonizującego i dlatego, przynajmniej teoretycznie, może być stosowane w przypadku kobiet w ciąży zarówno w diagnostyce matki jak i płodu. Dotychczas nie zanotowano żadnego działania niepożądanego tej techniki obrazowania na płód. Jednakże nie zaleca się jej stosowania podczas I. trimestru ciąży, czyli w okresie formowania się narządów (organogenezy). Zdecydowanie przeciwskazane jest stosowanie w okresie ciąży preparatów kontrastujących takich jak pochodne gadolinu. Obrazowanie RM jest obecnie drugą, obok USG, techniką obrazowania możliwą do zastosowania przy diagnozie wad rozwojowych płodu. Ma ono nad USG tą przewagę, że daje obrazy o lepszej rozdzielczości i większym zróżnicowaniu tkankowym. 26
