MATERIA Y POMOCNICZE DO WYK ADÓW Z PODSTAW … · Część VI: Obrazowanie medyczne MATERIAŁY POMOCNICZE DO WYKŁADÓW Z PODSTAW BIOFIZYKI IIIr. Biotechnologii prof. dr hab. inż

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.

OObbrraazzoowwaanniiee uullttrraaddźźwwiięękkoowwee

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


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).

GGeenneerraaccjjaa ii ddeetteekkccjjaa uullttrraaddźźwwiięękkóóww

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.

kabel

Fala ultra-dźwiękowa

Spiek ceramicznytłumiący drgania

Elektroda robocza(srebrna)

Kryształ piezoelektrycznyIzolator

akustyczny

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


pełni rolę odbiornika. Z przetwornikiem sprzężony jest komputer przetwarzający odbierane

impulsy na obraz struktury wewnętrznej organizmu.

OObbrraazzoowwaanniiee uullttrraassoonnooggrraaffiicczznnee

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.

Każdy pik na wykresie odpowiada jakiejś powierzchni odbijającej, a

jego wysokość wskazuje jaka jest zdolność powierzchni do odbijania

fali. Na osi poziomej wykresu odniesiony jest czas pomiędzy wysłaniem

impulsu i powrotem fali odbitej. Czas ten zależy przede wszystkim od

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.

Czas

Sygn

ał

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 oraz natężenia odbitych impulsów są

zapisywane elektronicznie. Po zakończeniu 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


ρ⋅= vZ

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

Ośrodek Gęstość [kg/m3] Prędkość dźwięku [m/s]

Impedancja akustyczna Z [kg/m2s]

powietrze 1,3 330 429 woda 1 000 1430 1,43×106

krew 1 060 1570 1,59×106

mózg 1 025 1540 1,58×106

tłuszcz 952 1450 1,38×106

mięsień 1 075 1590 1,70×106

kość 1 400 – 1 900 4080 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

granicy powietrze/skóra. Aby zminimalizować oba te efekty

stosuje się ciecz pośredniczącą na styku przetwornik/skóra.

Może to być cienki film oleju lub spęczniony wodą żel

celulozowy.

Przetwornik

Żel

Skóra

Tkanka

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:

( )( )2

12

212

ZZZZ

caprzechodzą energiaodbita energia

+−

==α

JJaakkoośśćć oobbrraazzóóww uullttrraaddźźwwiięękkoowwyycchh

Obraz ultradźwiękowy jest tworzony na podstawie zbioru fal dźwiękowych odbitych od

niejednorodności w ośrodku na różnych głębokościach. Ostrość frontu odbitych fal dźwiękowych

4


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.

UUllttrraassoonnooggrraaffiiaa ddoopppplleerroowwsskkaa

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:

vcosf2fff no

θν=−=∆

θ

Przetwornik

Żel

Częst. emitowana fe

Częst. odbita fo

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]

Z powyższej zależności można bez trudu obliczyć szybkość przepływu krwi:

5


θ

∆=ν

cosf2fv

ZZaassaaddyy bbeezzppiieecczzeeńńssttwwaa

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.

OObbrraazzoowwaanniiee rreennttggeennoowwsskkiiee

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).

OObbrraazzyy ttrraannssmmiissyyjjnnee

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


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.

TToommooggrraaffiiaa kkoommppuutteerroowwaa

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


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


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


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.

OObbrraazzoowwaanniiee zz wwyykkoorrzzyyssttaanniieemm iizzoottooppóóww rraaddiiooaakkttyywwnnyycchh

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.

DDoobbóórr iizzoottooppuu

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


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 .

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 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.

m43Tc

9943Tc

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 powstaje w wyniku reakcji: 99m43Tc

99 99m 042 43 1Mo Tc 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 1 9942 0 42Mo n 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


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.

DDeetteekkccjjaa pprroommiieenniioowwaanniiaa

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


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.

TTeecchhnniikkaa PPEETT

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


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


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 18F

w 30 min. po jego dożylnym podaniu.

OObbrraazzoowwaanniiee MMRRJJ

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: 19F lub 31P. 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


PPooddssttaawwyy ffiizzyycczznnee

Cząstki elementarne, takie jak protony i neutrony, posiadają właściwość kwantowo-

mechaniczną zwaną spinem. Jądra atomowe takie jak 1H lub 31P zawierają nieparzystą liczbę

nukleonów charakteryzują się wypadkowym spinem różnym od 0 i tym samym posiadają moment

magnetyczny (są małymi magnesami). Jądra takie jak 12C zawierają sparowane spiny protonów i

neutronów i ich wypadkowy spin równy jest 0. Tym samym równy zero jest również ich moment

magnetyczny. Jednakże izotop 13C posiada nieparzystą liczbę neutronów (1 niesparowany spin) i

wypadkowy moment magnetyczny różny od 0.

B

µ

Gdy jądra posiadające moment magnetyczny znajdą się w silnym

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

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


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

MT

M θ

17


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.

ML

θ = 90°

RF 90°

ML

θ = 180°

RF 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


⎟⎠⎞

⎜⎝⎛ −=

1Tt1expMM 0L

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:

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛−=

2TtexpMM 0T

gdzie: T2 - stała czasowa relaksacji poprzecznej.

Stosując odpowiednią sekwencję impulsów radiowych można określić niezależnie od siebie obie

stałe czasowe.

RReeaalliizzaaccjjaa tteecchhnniicczznnaa

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


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


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


od rodzaju analizowanej tkanki oraz celu badania. Obecnie istnieją określone procedury

postępowania w przypadku typowych schorzeń.

RRóóżżnniiccoowwaanniiee ttkkaanneekk

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).

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

wod

a

płyn

m-r

krew

nerk

i - rd

zeń

móz

g, s

ubst

.sz

ara

móz

g, s

ubst

.bi

ała

wąt

roba

nerk

i - k

ora

śled

zion

a

mięśn

ie

Ti [m

s]

T1

T2

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


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


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 31P. 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


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.

BBeezzppiieecczzeeńńssttwwoo bbaaddaanniiaa rreezzoonnaannssoowweeggoo

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


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

Documents

MATERIA Y POMOCNICZE DO WYK ADÓW Z PODSTAW … · Część VI: Obrazowanie medyczne MATERIAŁY POMOCNICZE DO WYKŁADÓW Z PODSTAW BIOFIZYKI IIIr. Biotechnologii prof. dr hab. inż