Vytváření obrazu při MRI a CT

Prezentace na téma: "Vytváření obrazu při MRI a CT"— Transkript prezentace:

1 Vytváření obrazu při MRI a CT
Radiologická fyzika Vytváření obrazu při MRI a CT 10. listopadu 2014

2 Opakování minulosti Co již víme o NMR?

3 Orbitální a magnetický moment
Částice o hmotnosti m a s nábojem e na kruhové trajektorii poloměru r má moment hybnosti Proudová smyčka poloměru r s proudem velikosti I má magnetický moment

4 Spin jader s malým počtem nukleonů

5 Pravděpodobnost přechodu mezi hladinami
Ze vztahu pro pravděpodobnost přechodu vidíme, že při resonanci, tj. pro ω=ωB může tato pravděpodobnost dosáhnout v jistém čase jedničky Je třeba si uvědomit, že až dosud jsme uvažovali o izolovaných jádrech. V látce je přiložené vnější magnetické pole v místě daného jádra mírně ovlivněno okolím, což vede k tzv. chemickému posuvu resonanční frekvence. V lékařských aplikacích jsou vodíkové atomy vázány především ve skupinách –CH2– a H20. Pro proton s frekvencí Hz při poli 1 T je chemický posuv těchto skupin 220 Hz. Vysvětlit chem. posun

6 Teplotní rovnováha pro jaderné spiny v látce
z x y B B=0 B>0 ΔE E+ E_ E0 Vlivem nenulové teploty se v rovnovážném stavu nachází část jader ve vyšší energetické hladině. Poměr počtu jader s nižší a vyšší energií popisuje následující rovnice:

7 Narušení rovnováhy Náhodně orientované spiny (a) se v silném magnetickém poli orientují a tak vzniká makroskopicky měřitelná magnetizace (b). Vhodně orientovaný a dlouhý puls vysokofrekvenčního pole (c) překlopí magnetizaci o libovolný úhel (např. do roviny kolmé k poli (d)).

8 Návrat k rovnováze Interakcí s okolím dochází ke zpětnému přechodu do rovnovážného stavu s tzv. konstantou spinově – mřížkové interakce T1. Přitom předává jádro energii okolí (přechází z nabuzeného stavu – nevýhodné orientace spinu – do základního stavu s výhodnou orientací spinu)

9 Návrat k rovnováze Po vypnutí rf pole se vlivem nepatrně magneticky odlišného okolí opět sfázování poruší, to se děje s časovou konstantou T2 (spin – spinová relaxace), na rozdíl od spin – mřížkové relaxace k předávání energie nedochází.

10 Jak získat obraz při MRI?
Celý studovaný objem přispívá k detekovanému signálu NMR. Vytvoření obrazu vyžaduje splnění dvou základních podmínek: Najít způsob, jak získat informaci jen z dané malé oblasti. Je potřeba kromě základního homogenního pole ještě přidat gradientní pole, která modifikují lokální hodnoty Larmorovy frekvence. Najít způsob, jak vytvářet kontrast. Radiofrekvenční pole nebude působit stále, ale jen v určitých sekvencích pulsů.

11 Magnetické pole při MRI
Tři základní typy polí: Statické homogenní magnetické pole podél osy z Radiofrekvenční pole ve směru osy y Lineární gradientní pole ve směru osy z Larmorova frekvence

12 Překlopení magnetizace pulsem rf pole
x z y rf pole homogenní pole 90o puls 180o puls

13 Magnetizace v rovině x – y
Proměnný magnetický tok vyvolá v detekční cívce proměnné napětí – signál NMR x z y homogenní pole S

14 Lokální nehomogenity statického pole
Lokální nehomogenity magnetického pole způsobují, že se precese děje s mírně odlišnou frekvencí. x z y

15 Volný rozpad indukce (FID)
Free induction decay – volný rozpad indukce je způsoben jednak interakcí spinů blízkých jader, jednak nehomogenitami pole (jak chemickým posuvem, tak nedokonalostí magnetu). Časová konstanta je T2*. Prvnímu jevu odpovídá časová konstanta T2 a je nevratný. Vliv druhého jevu, který je vlivem statických polí, je možno metodou spinového echa potlačit. 90o rf puls t

16 Spinové echo Po uplynutí doby TE/2 od aplikace 90o pulsu je aplikován 180o puls. Ten překlopí vektory momentů jednotlivých jader v rovině x – y a tedy ty vektory, které se v rotaci předbíhaly, jsou teď zpožděny a naopak. Po čase TE/2 od aplikace 180o pulsu se dostanou vektory opět do stejné fáze (tedy jen vrácena je jen ta část, způsobená statickými poli). 90o rf puls 180o rf puls t

17 Spinové echo: T2 – kontrast
šedá hmota t mozkomíšní tekutina zobrazen interval 150 milisekund

18 T2 – kontrast šedá bílá TE [ms] Signál NMR

19 Spinové echo: T1 – kontrast
šedá hmota t mozkomíšní tekutina zobrazen interval 150 milisekund 𝑀 ∥ 𝑀 ∥

20 T1 – kontrast bílá hmota šedá hmota Signál NMR mozkomíšní tekutina
TR [s] Signál NMR šedá hmota bílá hmota mozkomíšní tekutina

21 Opakování sekvence s periodou TR
TE TR Šedá hmota Mozkomíšní tekutina „T1 vážení“ „T2 vážení“

22 Prostorové kódování Během 90o pulsu je vybuzeno gradientní pole ve směru osy z a frekvenční pásmo (ω – Δω, ω + Δω) rf pole je voleno tak, aby byla v resonanci jádra ve vrstvě (z – Δz, z + Δz) Po skončení pulsu rf pole je vypnuto gradientní pole ve směru osy z a vektor magnetizace v dané vrstvě rotuje v rovině x – y , přidají se po jistou dobu tx a ty gradientní pole ve směrech příslušných os, takže po vypnutí těchto polí je rotace fázově zpožděna o

23 Gradientní cívky Geometrie cívek pro buzení gradientních polí Cívka y
Cívka x Cívka z Cívka y Budicí a detekční cívky rf pole Pacient Geometrie cívek pro buzení gradientních polí

24 Nejprostší zobrazení (spinová hustota)
Cívka detekuje signál z vrstvy Σ = (z – Δz, z + Δz) S označením můžeme psát (je to dvourozměrná Fourierova transformace) Postupně (změnami Gxtx a Gyty) získáme měřením funkci S(kx, ky) v dostatečně husté množině bodů {kx, ky}, abychom mohli numericky spočítat spinovou hustotu jako inversní Fourierovu transformaci

25 Fourierovy složky I Průběh Fourierových složek – pouze zvědavé

26 Fourierovy složky II Průběh Fourierových složek – pouze zvědavé

27 Signál při MRI přichází z celého objemu
detektor rf vln zdroj rf vln

28 Signál při CT z úzkého válce
zdroj rtg nebo γ záření detektor rtg nebo γ záření

29 Cormack a Hounsfield Allan Cormack (*1924): vytvořil matematickou teorii tomografie Sir Godfrey Hounsfield (*1919): patentoval a realizoval první počítačový tomograf 1979 Nobelova cena za medicínu

30 Voxel Analogicky k pojmu „pixel“ v rovině se vytváří elementární buňka objemu – „voxel“.

31 Absorpce jako signál Z jednoho měření podél paprsku nelze identifikovat voxely s odlišnou absorpcí. Existuje řada variací, které vycházejí z toho, že se nejprve vytvoří plošné řezy – vrstvy (to je společné s MRI), ve kterých se rastruje – pohybuje zdrojem nebo zdrojem i detektorem.

32 Současný trend – paralelní detekce

33 Klasický tomograf rtg záření translace rotace

34 Měření v klasickém tomografu
x y t θ f(x,y) F(θ,t) t2 t1 F(θ,t1) F(θ,t2) τ

35 Radonova transformace
V případě absorpce rtg záření máme Existuje inversní transformace Obdoba MRI – tam byla inversní Fourierova transformace. Úlohu máme v principu vyřešenu – ale pak je ještě mnoho práce s numerickým řešením a např. s potlačením vlivu šumu.

36 Kontrast při zobrazení
Absorpční schopnosti každého voxelu charakterizujeme tzv. CT číslem. Je definováno vztažením absorpčního koeficientu příslušného voxelu k absorpčnímu koeficientu vody Air Blood Bone Fat Kidney Liver Lung Tumour Water Vzduch Krev Kosti Tuk Ledviny Játra Plíce Nádor Voda

37 Optimalizace kontrastu
CT břicha s optimalizací pro zobrazení jater.

38 Otázky Gradientní pole (co dělá, jak vzniká, proč je potřebné…)
Lokální nehomogenity statického pole B0 (jak se projevují?) Princip spinového echa (jak jdou pulzy a co se stane se spiny a magnetizací) Jaká matematická operace se využívá při převodu detekovaného MRI signálu na spinovou hustotu? Rozdíl v signálu mezi MRI a CT. Absorpce a absorpční koeficient v CT Klasické a současné principy CT Jaká matematická operace se využívá při převodu detekovaného CT signálu na absorpční koeficient? Co je to CT číslo (definice, vzorec, rozsah hodnot, popis…)