Vyšetřovací metody: UZ, CT, MR nBohatá Š. nRadiologická klinika FN Brno a LF MU Brno 01 02 03 F:\pHd\výuka\FN Brno_modra_ctverec.JPG Principy ultrazvukového vyšetření • UZ je používán již 50 let • levná metoda, bez zátěže pacienta • B mod (realtime) + nové varianty • dopplerovské vyšetření (spektrum,barva) • intervenční výkony • kontrastní látky • terapeutický UZ Zvuk nMechanické vlnění (přenos energie) ve hmotném prostředí. nPřenos uvnitř prostředí formou šíření vlnění nInfrazvuk 0-16 Hz nSlyšitelný zvuk 20 Hz-20 kHz nUltrazvuk 20 kHz-10 GHz nHyperzvuk 10 GHz - ? nŠíření vlnění je tvořeno cyklickým stlačováním a uvolňováním částic v prostředí Zvuk •Vyšší frekvence = vyšší rozlišení, horší penetrace •Nižší frekvence = vyšší penetrace, horší rozlišení • Zvuk nPřipomenutí parametrů vlnění (zvuku)... Rychlost šíření ? Rychlost, kterou se zvuk šíří prostředím Vzduch 330 m/s Voda 1480 m/s Játra 1550 m/s Ledvina 1560 m/s Měkké tkáně 1540 m/s Zvuk nRychlost šíření je určena pouze charakteristikou prostředí – zejména hustotou (tuhostí) Hustota (tuhost) = Rychlost •Průměrná rychlost zvuku v lidském těle pro účely ultrazvuku je cca 1540 m/s -use analogy of room full of people and passing a note to illustrate density and stiffness -takes longer to pass a note with a room full of people because more people must handle it -the less curious (more stiff) people are the faster the note will be passed nZákladní princip tvorby UZ obrazu – odrazy UZ vln na rozhraní dvou prostředí s odlišnou akustickou impedancí. nOdrazy (echa) lze zobrazit v 2D obraze, intenzita odražené energie vyjádřena na škále šedi (silná echa nejsvětlejší) Pulzní ultrazvuk nSonda vyšle uz vlnu a detekuje s jakou amplitudou se vrací nDle doby návratu vypočítá z jaké hloubky byl signál odražen nDle amplitudy přiřadí bodu intenzitu jasu na obrazovce dle nastavení přístroje (postprocessing, gain, komprese) nA tento bod zobrazí nTotéž opakuje několikrát v laterálním směru n Brightness mod, dvojdimenzionální Statický či dynamický (real-time) 10 - 60 obrázků za sekundu = frame rate Artefakty v B modu Acoustic enhancement Akustické zesílení (distální) Způsoben rozdílným pohlcováním UZ pulsu v tekutině a okolních měkkých tkáních. Artefakty v B modu Acoustic shadowing Akustické stínění Způsobené kompletním odrazem UZ. Dva typy - kompletní - částečný !! Malé kameny nemusí mít stín !! - FOKUSACE ! Použití UZ ndutina břišní – hlavně parenchymové orgány, ale i tenké a tlusté střevo nštítnice, prsa, povrchové měkké tkáně obecně nklouby, šlachy, svaly nUZ mozku u malých dětí (fontanela) n UZ břicha Jaterní metastázy UZ štítnice Cysty UZ prsu Cysta Recidiva tumoru UZ kloubů Hill – Sachsův defekt UZ slinných žláz Cysty http://www.ultrasoundcases.info/files/Jpg/52758-Afbeelding1.jpg Pleomorfní adenom http://images.radiopaedia.org/images/933307/9eec828b2f32f6c32a00b6a2d9a1ed.jpg Sialolithiasa sono 1 zavř Sono - TMJ Dopplerův efekt - frekvenční posuv nRozdíl, mezi přijímanou a vysílanou frekvencí označujeme jako dopplerovský frekvenční posuv (Df = f0 – f1) nVelikost frekvenčního posuvu je přímo úměrná frekvenci UZ vlnění, rychlosti krevního toku a kosinu úhlu, který svírá směr UZ vln a tok krve nkritická mez nad 60° nvýpočet rychlosti pohybujících se elementů n Df – frekvenční posuv c – rychlost šíření uz vlnění f0 – frekvence sondy a – úhel insonace v – rychlost toku Duplexní a triplexní zobrazení nduplexní nkombinace dvojrozměrného dynamického zobrazení (B-mode) a pulsního dopplerovského měření ntriplexní nkombinace B zobrazení se spektrální křivkou a barevným dopplerem triplex Výhody UZ vyšetření nbezpečná, levná a dostupná metoda nprakticky neexistují kontraindikace ndostupnost u lůžka pacienta nznačné prostorové rozlišení, především u vysokofrekvenčních sond nmožnost Doppler. zobrazení toku, prokrvení n n n n Nevýhody, limitace nmnožství artefaktů nsubjektivní vyšetření nomezená vyšetřitelnost u obézních pacientů nšpatná přehlednost DB při zvýšené plynatosti GIT (pankreas) n Nové modality B modu Tissue harmonic US • vzniká až ve tkáni • tzv.druhá harmonická frekvence je dvojnásobkem základní • velmi vhodná pro zobrazení hlouběji uložených tkání • kontrastní látky ! Přirozené harmonické zobrazení nVznik až ve tkáni nLépe zobrazuje hluboko uložené struktury Přirozené harmonické zobrazení Tissue harmonic US Kontrastní látky – proč? nZvyšování kontrastu UZ zobrazení. nZlepšení koeficientu signál – šum nSnaha zesílit odrazivost struktur. nKL mohou nahradit řadu invazivních metod. Galaktózové mikročástice • •vodné roztoky •emulze •suspenze •enkapsulovné bubliny - mikrobubliny Jaké částice Princip k.l. nPlynové bubliny zpětně odrážejí ultrazvukové vlnění uz sonda Vlastnosti kontrastních látek nNetoxicita nI.v. aplikovatelnost nSchopnost transpulmonálního průchodu nDostatečná životnost v krevním oběhu nZvýšení kontrastu Albu_lah nultrazvukové vyšetření s i.v. aplikací speciální kontrastní látky nmikrobubliny stabilizované fosfolipidy n100 milion x vyšší odrazivost mikrobublin než krve CEUS cévaSF6krvinky • netoxické • není nutná speciální příprava pac. • nejsou alergické reakce • vyloučí se po cca 10min plícemi • jediná kontraindikace: AIM • jsou intravaskulární – odrážejí mikrovaskularizaci Pulse (phase) inversion imaging Side-by-side displej Možnost kvantifikace C:\Documents and Settings\Administrator\Dokumenty\PREZENTACE od 2010\CEUS\DANAY\LIVER\FNH\FNH 2 Quantification.jpg Biopsie n KL usnadňuje navádění bioptické jehly do oblasti zájmu při biopsii. A to tak, že se do jehly nasaje malé množství KL a ta jehlu zobrazí. Terapeutický (léčebný) ultrazvuk Konzervativní Invazivní Konzervativní terapie ultrazvukem Konzervativní terapie ultrazvukem nPro léčebné účely se používá nejčastěji ultrazvukových kmitočtů v rozmezí 0,8 až 1 MHz, výjimečně do 3 MHz. Ultrazvuk se aplikuje buď ve formě kontinuální nebo pulzní. nHlavním mechanismem terapeutického účinku je vysokofrekvenční mikromasáž ozvučovaných tkání spolu s ohřevem tkání, jež vyvolává hyperémii a fyzikálně-chemické změny prostředí. Jeho aplikace zvyšuje membránovou permeabilitu, urychluje difuzi ve tkáních, má tlumivý účinek na přenos nervových vzruchů, mění pH tkání. Důsledkem je analgetický a spazmolytický účinek, zvýšení místního krevního oběhu a následně i metabolismu nV konzervativní terapii lze ultrazvuk použít například v oftalmologii při léčení krátkozrakosti spazmolytickým působením ultrazvuku na ciliární svaly, ve stomatologii při terapii žvýkacích svalů po zlomenině čelisti a v dermatologii při terapii ulcerací na noze). Také v neurologii Michálek a kol. aplikoval terapeutický ultrazvuk společně s neurostimulací při léčbě bloku frenického nervu , pokusy i v v otorinolaryngologii - k léčbě nosních polypů a Menierovy nemoci . n Invazivní terapie ultrazvukem Ultrazvukový deskalér Ultrazvukový aspirátor Mimotělová litotripse rázovými vlnami Terapeutický UZ - deskalér nUltrazvukový deskalér - k odstraňování zubního kamene. Jedná se o zařízení se zdrojem nízkofrekvenčního ultrazvukového vlnění (25-42 kHz), jehož konec je opatřen pracovním nástavcem. Špička nástavce kmitá a mechanicky rozrušuje zubní plak. nNa výsledném efektu se však vedle přímého mechanického účinku kmitajícího hrotu podílí i akustické mikroproudění a ultrazvuková kavitace. http://pimg.tradeindia.com/00152947/b/0/Ultrasonic-Scaler.jpg http://img.tfd.com/mosby/thumbs/50021X-fx7.jpg Ultrazvukový aspirátor nUltrazvukový aspirátor, dle výrobce zvaný též kavitron, byl speciálně vyroben pro potřeby laparoskopické chirurgie – laparoskopické cholecystektomie. nUmožňuje fragmentaci, řezání a koagulaci tkání, přívod kapaliny do místa výkonu, zpětnou aspiraci tkání a jejich disekci od kolagenních struktur jako jsou cévy, uretery a nervy. Fragmentace tkání je uskutečňována pomocí titanového hrotu umístěného v trubici , který kmitá frekvencí až 23 000 kmitů za vteřinu. Na dezintegraci tkáně se rozhodující mírou podílí kavitace. aspirator_cesky_cb Rizika použití ultrazvukových aspirátorů tkví v možném poškození nebo podráždění přilehlých tkání značnými intenzitami ultrazvuku, jež jsou v aspirátorech používané. Chirurgie n nMezi chirurgické aplikace ultrazvuku řadíme i ultrazvukovou hypertermii, kdy se ultrazvuk o vyšší intenzitě, zejména fokusovaný, používá pro odstraňování zhoubných nádorů a jiných chorobných ložisek. nBuňky v místě aplikace jsou zcela usmrceny rozvrácením metabolismu či přímo tepelnou denaturací bílkovin. ESWL - Extracorporal Shock Wave Lithotripsy Mimotělová litotripse rázovými vlnami ESWL ESWL nzaložena na principu kavitačního jevu. nneinvazívní metoda destrukce cholecystolithiasy, urolithiasy nrozrušení kamene mechanickým účinkem vícečetných rázových vln na drobnou drť, nFyzikální princip - založen na rozdílu akustické impedance kamene a okolní měkké tkáně, kde na fázovém rozhraní dochází k rychlému nástupu tlakového gradientu. nPřesáhne-li tlaková síla mez pevnosti kamene, dochází k jeho postupné fragmentaci. nZdrojem akustické energie mechanických rázových vln, který leží mimo tělo pacienta jsou buď ultrazvukové – piezoelektrické měniče nebo jiskřiště (zdrojem rázové vlny je kolaps plynové bubliny vznikající při přeskoku elektrické jiskry ve vodném prostředí. ). Je využíván také elektromagnetický princip, kdy je zdrojem rázové vlny jádro cívky, do kterého je přiváděn vysokofrekvenční proudový impulz. n n ESWL nOd místa vzniku se šíří elipsoidní odraznou plochou fokusovaná vlna dosahující v ohnisku tlaku až 108 Pa, která je následována vlnou záporného tlaku o amplitudě dostatečně velké k tomu, aby mohla vzniknou kavitace. nV kamenech se nejdříve vytvoří praskliny, do kterých proniká okolní tekutina. nV těchto prasklinách se pak ve zvýšené míře uplatňují kavitační jevy podílející se na destrukci kamene. nBuď se uplatňuje „osekávání“ povrchu, při kterém vznikají ploché fragmenty nebo dochází k centrálnímu praskání již v počátečních fázích expozice. nPři dobré fokusaci je v indikovaných případech možné při aplikaci 50 až 4000 rázových vln, s průměrem kolem 1000 rázových vln v průběhu jedné hodiny dosáhnout úplného rozbití žlučových i močových kamenů. Elektrohydraulická litotrypse n Vedle ESWL se můžeme setkat také s elektrohydraulickou litotrypsí, která je aplikována intraoperativně. Mechanismus působení je blízký ESWL a kavitace je taktéž účinným mechanismem této metody. Ablace tkáně při benigní hyperplasii prostaty n nod r. 1994 vysokovýkonový ultrazvuk – HIFU (f = 4 ± 0,02 MHz, I = 1680 W.cm–2) k provedení transuretrální ablace prostatické tkáně u pacientů s benigní hypertrofií prostaty. nPoužitím fokusovaných ultrazvukových vln dochází ve tkáni prostaty k vzestupu teploty na 80 až 100 ºC. Tato teplota indukuje vznik koagulační nekrózy („uvaření“) periuretrální prostatické tkáně n V porovnáním s diagnostickým ultrazvukem je použitý výkon 104krát vyšší. n Mimo zaměřovaný region je intenzita tak nízká, že nedochází k žádnému poškození tkáně. Vedlejší účinky této minimálně invazivní metody jsou malé. nPři výkonu nedochází ke krvácení, protože současně dochází ke koagulaci cév. nPoužití i u tumorů jater (Čína) Parc. prostatektomie HIFU prostatektomie_cb_horizontalne Makroskopický snímek po provedení prostatektomie HIFU. Šipky ohraničují nekrotickou periuretrální tkáň. Male Torso Illustration - Prostate Gland Princip CT zobrazení Obr12 04 05a 15b Z historie n1963 Allan Mac Leod Cormack položil základy výpočetní tomografie n1972 fyzik Godfrey Newbold Hounsfield na těchto základech zkonstruoval první klinicky použitelný výpočetní tomograf n1979 oba obdrželi Nobelovu cenu za medicínu n1987 revoluční objev slip-ring technologie a následný vznik spirálního (helikálního) CT Head CT circa 1975 with 128 x 128 matrix Image60 Sir Godfrey Hounsfield with a prototype CT scanner in 1974 49 Tvorba CT obrazu obecně nSkládá se ze tří fází: nSkenovací fáze – sběr dat dle zvolených parametrů nRekonstrukční fáze – zpracovává získaná data a vytváří tzv. digitální obraz (matice pixelů) nFáze konverze – z digitálního obrazu je vytvořen viditelný analogový obraz (stupně šedi) Princip CT tomografie nJe založen na měření absorpce rentgenového záření tkáněmi lidského těla s použitím mnoha projekcí a následného počítačového zpracování obrazu. nRentgenka emituje úzce kolimovaný svazek záření ve tvaru vějíře, který prochází vyšetřovaným objektem a je registrován sadou detektorů přeměňujících prošlá kvanta rentgenového záření na elektrický signál, který je digitalizován a dále zpracováván. nKomplet rentgenka – detektory vykonává během expozice synchronní pohyb okolo vyšetřovaného objektu tak, že rentgenka je vždy na protilehlé straně vyšetřovaného objektu než detektory. 01 Princip CT skenování - schematické znázornění rotačního pohybu rentgenky a detektorů okolo vyšetřovaného objektu nV rámci jednoho oběhu o 360° získá systém běžně 400 – 700 projekčních měření absorpce daného objektu z různých úhlů. nVýpočetní tomografie (stejně jako např. ultrazvuk nebo magnetická rezonance) představuje metodu tomografickou, tzn. prezentující obraz konkrétní (typicky transverzální) vrstvy n vyšetřovaného objektu o předem n definované tloušťce, která je n dána kolimací primárního n svazku záření. Generace CT přístrojů I. nZ hlediska technické realizace prodělala výpočetní tomografie několik generačních kroků. Skenery první generace používaly rotačně-translačního pohybu rentgenky a jediného detektoru; rentgenový svazek byl kolimován v podstatě do jednorozměrného lineárního tvaru. Doba výstavby jednoho skenu představovala několik minut. 02 Generace CT přístrojů II. nDruhá generace CT přístrojů pracovala rovněž na principu rotačně-translačního skenování, doba výstavby obrazu se však zmenšila na 10 – 20 sekund při použití nikoliv jednoho, ale sady 10 – 50 detektorů 03 Generace CT přístrojů III. nPřístroje třetí generace zavedením široké sady 300 – 600 detektorů uspořádaných do části kružnice a pokrývajících při dané projekci celý objekt mohly odstranit translační složku pohybu a převést jej tak na jednoduchý a rychlejší, čistě rotační pohyb. nDnes nejpoužívanější typ. nSkenovací časy ze zkrátily na pouhé 1-4s. 04 Generace CT přístrojů IV. nU přístrojů čtvrté generace tvoří sada detektorů úplnou kružnici okolo vyšetřovaného objektu (složenou až z 1000 detektorů), kterými již není tedy nutno pohybovat; v gantry CT přístroje se otáčí okolo vyšetřovaného již pouze rentgenka. nV praxi se kvůli zkreslující geometrii zobrazení a špatnému vyvážení rotoru nerozšířily. 05 Kategorie CT přístrojů nRůzné modifikace systémů třetí a čtvrté generace pracují v klinické praxi běžně dodnes – označujeme je jako tzv. konvenční skenery. nRentgenka u nich v gantry vykoná jednu otáčku ve směru hodinových ručiček a po posunu stolu do roviny další vrstvy vykoná otáčku opačným směrem (mezi jednotlivými skeny se tedy její pohyb zastavuje). nKontinuální jednosměrnou rotaci systému rentgenka – detektory umožnilo zavedení tzv.„slip - ring technology“. Pevné kabely jsou zde nahrazeny systémem po sobě klouzajících kontaktů a prstenců z vodivého materiálu. nTento technický prvek umožnil rychlé rozšíření revolučního, tzv. spirálního, přesněji helikálního způsobu skenování (helix = šroubovice, spirála=plošná křivka). nCelý rozsah vyšetřované oblasti je zde snímán jedinou expozicí, při níž komplex rentgenky s detektory vykonává více kontinuálních rotací kolem vyšetřovacího stolu s nemocným, který je rovnoměrně posunován skrze gantry 06 nDoba jedné otáčky rentgenky o 360° se dnes pohybuje od 0,5 do 2 sekund. Zásadními výhodami spirálního CT vyšetření je jednak skutečně volumetrické, a nikoliv „vrstvové“ získávání obrazových dat, jednak podstatné zkrácení celkového skenovacího času. Proto je možno vyšetřit značný kraniokaudální tělesný rozsah při jediném zadržení dechu nemocného, optimálně časovat skenování po i.v. podální k.l. a provádět vysoce kvalitní obrazové rekonstrukce. nV současnosti se tedy můžeme setkat v zásadě s dvojí kategorií CT přístrojů: první tvoří dnes již ustupující – raritní konvenční skenery, do druhé řadíme CT přístroje umožňující provádět vyšetření jak konvenčním, tak spirálním způsobem. nDalším obrovským technologickým pokrokem na poli spirálního způsobu skenování bylo zavedení systémů s několika řadami detektorů nad sebou, což umožnilo současné získávání obrazových dat z více (4,16,64…) vrstev v rámci jediné otočky rentgenky 07 Kolimace svazku záření a sběr dat z více obrazových vrstev najednou u tzv. multidetektorového (multi-slice)CT Multidetektorové (multi-slice, víceřadé ) CT nTo s sebou přináší možnost podstatného zkrácení vyšetřovacího času, a to při stejném nebo dokonce i lepším rozlišení (tloušťce vrstvy). Běžné spirální CT je schopno za danou rotační periodu rentgenky (např. 1 s) pokrýt kraniokaudální rozsah 20mm dvěma navazujícími 10mm vrstvami při stoupání (pitch) = 2. nNaproti tomu u multidetektorového CT jsme schopni za stejnou dobu obdržet celkem osm navazujících 5mm vrstev při ekvivalentním stoupání = 8 (2 x 4 řady detektorů), tzn. že i při poloviční tloušťce vrstvy se kraniokaudální rozsah pokrytí zdvojnásobí 08 Srovnání standardní a multidetektorové technologie spirálního CT vyšetření. nTechnologie multidetektorového CT tak představuje významný posun k možnosti izotropního geometrického rozlišení ve všech třech rovinách, tedy např. k tvorbě diagnosticky rovnocenných multiplanárních (koronárních a sagitálních) obrazových rekonstrukcí Původní axiální 1mm vrstva a koronární + sagitální rekonstrukce s téměř identickým geometrickým rozlišením z vyšetření hrudníku multidetektorovým CT přístrojem D:\Bohata\obrazky\ax.jpg D:\Bohata\obrazky\cor.jpg D:\Bohata\obrazky\sag.jpg Původní axiální 1mm vrstva a koronární + sagitální rekonstrukce z vyšetření hrudníku jednořadým spirálním CT přístrojem D:\Bohata\obrazky\Filova Anna_(Friday-16-2009_16-23-27-3517_1).bmp D:\Bohata\obrazky\Nomilner Ladislav_(Friday-16-2009_16-27-27-4638_1).bmp D:\Bohata\obrazky\Nomilner Ladislav_(Friday-16-2009_16-27-55-8390_1).bmp Princip výstavby CT obrazu nSada digitalizovaných údajů o absorpci záření vyšetřovaným objektem, kterou zaznamenaly detektory, bývá označována jako tzv. hrubá data („raw data“). nÚdaje o absorpci z jednotlivých projekcí jsou pomocí specifického rekonstrukčního algoritmu, tzv. filtrované zpětné projekce (event. iterativních rekonstrukcí), transformovány v obrazová data, tj. do výsledného dvourozměrného obrazu sestaveného z matice bodů. nKaždý bod obrazové matice, tzv. pixel (z angl. picture matrix element) je vykreslen v konkrétním odstínu šedi v závislosti na absorpčních vlastnostech odpovídajícího detailu tkáně v rámci vyšetřované vrstvy. Odstíny jsou vyjádřeny tzv. Hounsfieldovým absorpčním koeficientem (též Hounsfieldova jednotka, CT číslo, Hounsfield unit = HU) 10 Schematické znázornění grafické prezentace jednotlivých obrazových bodů – pixelů v obrazové matici 3 x 3 bodů. Odstínům šedi jednotlivých pixelů (vlevo) odpovídají naměřené hodnoty absorpčních koeficientů – Hounsfieldových čísel (vpravo). nProtože však ve skutečnosti nevyšetřujeme plochu, ale objem, nelze opomenout skutečnost, že každý dvourozměrný bod matice CT obrazu reprezentuje ve skutečnosti úhrnnou absorpci malého trojrozměrného objektu ve tvaru kvádru - voxelu (z angl. volume matrix element), jehož tloušťka je dána tloušťkou vrstvy, tedy kolimací. 11 Výsledná denzita (stupeň šedi) každého pixelu představuje ve skutečnosti úhrnnou průměrnou denzitu trojrozměrného objektu - voxelu, jehož tloušťka se rovná tloušťce vrstvy (šipky). nČím nižší je absorpce záření v daném voxelu, tím tmavší odstín odpovídajícího pixelu. Ploše jednoho pixelu je přiřazena jedna číselná hodnota absorpčního koeficientu, celý pixel je proto homogenní. nHodnota denzity vyjadřuje stupeň absorpce v jednotlivých tkáních, vztažený k absorpci rtg záření ve vodě. nZ toho plyne, že voda má denzitu rovnou nule. n nRozlišovací schopnost CT (počet párů čar na mm) je v porovnání s analogovým obrazem nižší, ale těžiště CT techniky nespočívá v rozlišení geometrickém, nýbrž ve vynikajícím rozlišení kontrastním (rozlišení různých absorpčních koeficientů – denzit). n nNa Hounsfieldově stupnici byly definovány dva fixní body: –1000 HU odpovídá absrobci vzduchu, hodnota 0 -vody. nRozložení denzit biologických tkání je značně nerovnoměrné. Většina měkkých tkání vykazuje denzity v relativně velmi úzkém rozmezí, výjimkou je pouze tuková tkáň se y zápornými hodnotami cca –100 HU. Denzity spongiózní kosti přesahují +100 HU, kompakta vykazuje denzity vyšší než cca +300 HU 12 Rozložení tkáňových denzit na Hounsfieldově škále. Absorpční koeficienty velké většiny biologických tkání leží v relativně úzkém rozmezí přibližně od –100 HU do +100 HU (zvětšená stupnice vpravo). Tuk nLidské oko není schopno běžně rozlišit více než 20 – 30 odstínů šedi, kdežto CT dává možnost rozlišení denzit v rozsahu 4000 HU. Proto nepracujeme s celou šíří Hounsfieldovy stupnice, neboť velké rozmezí denzit by se nám „slilo“do jednoho odstínu šedi. nRozsah stupňů šedi se proto přizpůsobuje (zužuje) tzv. CT oknem. Podle tkání, které se mají zobrazit, se nastavuje střed okna (window center). Okolo této úrovně se ještě nastaví šířka okna (window width), tedy rozmezí struktur, které mají být zobrazeny v jednotlivých odstínech šedi. n 13 Nastavení maximální šířky okna na 4096 HU u kostního okna: rozlišíme pouze čtyři odlišné denzity: vzduch, tuk, měkké tkáně (včetně mozku a mozkomíšního moku) a kost. Naproti tomu v úzkém mozkovém okně (šířka 120 HU, střed 35 HU) je rozlišení měkkých tkání lepší, za cenu ztráty kontrastního rozlišení v tkáních s denzitou zasahující mimo nastevené okno (např. v kosti). Kostní okno Mozkové okno D:\Bohata\obrazky\Paul_Jaroslav_(Friday-16-2009_17-30-29-9805_1).jpg D:\Bohata\obrazky\Paul_Jaroslav_(Friday-16-2009_17-31-09-3315_1).jpg D:\Bohata\obrazky\Paul_Jaroslav_(Friday-16-2009_17-32-27-3017_1).jpg D:\Bohata\obrazky\Paul_Jaroslav_(Friday-16-2009_17-33-07-2412_1).jpg Kostní okno Mozkové okno Podání kontrastní látky při CT vyšetření – způsoby aplikace nintravaskulární – intravenózní, intraarteriální (iodové k.l. – ionické či neionické, většinou hyperosmolární; jsou nefrotropní) nperorální (izodenzní - voda, hypodenzní -vzduch, hyperedenzní – iodové či baryové) nintrathékální (izoosmolární, iodové-neionické, vysoce kvalitní k.l.) nintrakavitální (zředěná iodová ionická k.l.) Intravenózní k.l. nDůvody použití: nNativně se denzita měkkých tkání, parenchymatózních orgánů a cévního systému liší jen málo, aplikuje se ke zvýraznění jejich kontrastu nVýznamné je nitrožilní podání kontrastní látky v diferenciální diagnostice nádorových onemocnění. nKontrastní náplň cév je nezbytná při CT zobrazování onemocnění kardiovaskulárního systému nPo vyloučení ledvinami dovoluje zobrazit dutý systém, močovody a močový měchýř a posoudit tak jejich morfologii, patologické procesy včetně poruch vylučování. Intravenózní k.l. nKontraindikace absolutní nAlergická reakce na jodovou k.l. v anamnéze nTěžká renální insuficience (nefrotoxický účinek- mohou způsobit akutní renální insuficienci; u lehkých forem ren. insuf. lze vyšetření, je-li nutné, provést, ale pacientovi podat nefroprotektivní přípravu) nKontraindikace relativní nHyperthyreóza (zvýšený příjem jodu do organismu, může způsobit akutní thyreotoxikózu) nParaproteinemie s vylučováním Bence-Jonesovy bílkoviny (může způsobit precipitaci bílkoviny v tubulárním systému ledviny a způsobit renální selhání ) nAlergie na jodové preparáty jiné než k.l., polyvalentní alergie (alergoidní reakce z lavinovitého uvolnění histaminu a šokový stav ), pacient musí před vyšetřením absolvovat protialergickou farmakol. přípravu n Intravenózní k.l. – komplikace podání nAlergická reakce - způsobena vyplavením histaminu – urtika, dušnost, šokový stav s hypotenzí, vagová reakce s bradykardií, křeče n nAdverzivní reakce - následkem chemotoxicity k.l., větš. sucho v ústech, nausea či až zvracení nParavaskulární podání - možné trofické následky Postup CT vyšetření n1. určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení orientace roviny vrstev nzhotovení tzv. topogramu = přehledný sumační rtg snímek. Neslouží pro stanovení diagnózy, ale k výběru oblasti zájmu a nastavení orientace vrstev. Roviny získaných vrstev jsou následně znázorňovány přímo do topogramu a jsou číslovány dle pořadí. Základní vyšetřovací rovinou je rovina transverzální (axiální), její sklon můžeme modifikovat naklopením gantry 23 01 n2. nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů n3. nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů n nSkenovací a obrazové parametry je třeba důsledně rozlišovat, neboť se možnosti jejich vlivu na výsledný CT obraz mohou velmi výrazně lišit. nZcela zásadní rozdíl však spočívá v tom, že skenovací parametry musíme vhodně nastavit před zahájením vlastního skenování, retrospektivně je totiž již nelze měnit. Skenovací parametry mají přímý vliv na výslednou podobu hrubých dat. (např. šířka vrstvy=kolimace, posun stolu, napětí rentgenky apod.) nRekonstrukční parametry zpravidla stanovujeme již před zahájením skenování, narozdíl od skenovacích však máme možnost je měnit i po skončení skenování. (např. velikost zobrazovaného pole, výpočetní algoritmus apod.) 30 nVolbou vhodného výpočetního algoritmu (kernel) pro zpracování naměřených hrubých dat významně ovlivňujeme kvalitu konečného zobrazení tkání. Chceme-li obraz „vyhladit“, a tudíž snížit množství viditelného šumu pro lepší rozlišení měkkých tkání, volíme měkký („soft“) rekonstrukční algoritmus.Ten zajistí optimální tkáňový kontrast, takže ve výsledném obraze bude možné rozlišit od sebe dvě struktury, jejichž denzity se liší pouze minimálně (a,b) nNaopak volba rekonstrukčního algoritmu s vysokým geometrickým rozlišením (high resolution), vede ke zvýraznění tkáňových rozhraní, zvýšení ostrosti, a tím i možnosti zobrazení velmi drobných struktur, avšak za cenu zvýraznění kvantového šumu a tím i zhoršení měkkotkáňového kontrastu (c,d) nPoužívá se především pro zobrazování kostí a v kombinaci s tenkými (1 - 2mm) vrstvami je rovněž základem techniky High Resolution Computed Tomography – HRCT používané u vyšetření plicního parenchymu 4.následné zpracování obrazu (postprocessing) a zhotovení definitivní obrazové dokumentace nmůže posloužit k upřesnění diagnostické informace - např. volba vhodné filtrace, zvětšení obrazu, měření vzdáleností a měření denzity, zhotovení 2D nebo 3D rekonstrukcí - kvalita rekonstrukcí závisí na velikosti voxelu, rekonstrukce MIP,SSD,VRT, CT angio… n 32 Porovnání rekonstrukčního algoritmu MIP (a, vlevo) a SSD = povrchové stínování, základ virtuálních endoskopií (b, vpravo) z končetinové CT angiografie (multidetektorové spirální CT ) Rekonstrukce obrazových dat ze spirální akvizice pomocí tzv. volume rendering technique (VRT) jednotlivým voxelům přiděluje různé stupně sytosti od téměř úplné transparence až po naprostou neprůhlednost . Nové techniky nRadiační zátěž může být redukována omezením počtu zobrazovacích fází pomocí dual-energy CT či split-bolus technique nDual-energy CT (CT s dvojí energií záření) nepotřebuje nativní sken, protože z kontrastního vyšetření může být vytvořen „virtuální nativní obraz“ díky dvěma různým zrdojům RTG záření operujícím současně 03 Triple-bolus protokol (Kekelidze et al, Radiology 2010) Principy MR zobrazení Magnetické pole nV okolí pohybující se el. nabité částice nV okolí vodiče s protékajícím proudem Základní princip MR nOkolo každé elektricky nabité částice, která je v pohybu, vzniká magnetické pole nProtony v atomovém jádře rotují okolo své osy =spin a jako každá pohybující se nabitá částice vytvářejí ve svém okolí magnetické pole – lze si je představit jako miniaturní magnety. nAtomová jádra se sudým nukleonovým číslem se nechovají magneticky – tyto malé magnety se spojí ve dvojicích opačnými póly k sobě. nJádra s lichým počtem protonů mají vždy jeden nepárový, vykazují magnetický moment, k okolí se chovají magneticky. Ideálním zástupcem je atom vodíku – hojně se vyskytuje v živých tkáních a má poměrně velký magnetický moment. MS_MR_068 nKladný náboj nRotují kolem vlastní osy - spin nVytváří mag. pole/moment n1H, 13C, 19F, 23Na, 31P Protony Základní principy MRI •metoda využívá magnetických vlastností jader atomů s lichým protonovým číslem •Rotací jader s nespárovaným protonem (kladný náboj) vzniká v okolí jádra magnetické pole, které lze charakterizovat tzv. magnetickým momentem •„Synchronizace“ magnetických momentů jader při umístění do velmi silného magnetického pole, vznik precese u Orientace vektoru magnet. momentu může být tzv. paralelní nebo antiparalelní. Paralelní orientace je energeticky méně náročný stav " nepatrně převažuje " zvolený okrsek tkáně proto vykazuje určitý vlastní celkový magnetický moment M0 Paralelní/antiparalelní uspořádání nNahodilá orientace rotačních os protonů nVnější mg. pole nTkáň vykazuje úhrnný mg. moment - chová se navenek magneticky Paralelní/antiparalelní uspořádání ma2 nRotační pohyb po plášti kužele nProton krouží kolem pomyslné osy (lze ztotožnit se siločárou mg. pole) nLarmorova frekvence nMg. vlastnosti atomového jádra nIntenzita zev. mg. pole Precese g - gyromagn. poměr Precese Elektromagnetický impuls ma4 ma3 Aplikace elektromagnetických impulsů má dvojí účinek: 1. Synchronizace precesního pohybu jader se vznikem nenulového magnetického momentu v rovině x, y – vznik příčné složky tkáňové magnetizace. 2. Energie EM pulsu naruší stav rovnováhy – počet paralelně a antiparalelně orientovaných jader se začne vyrovnávat (90 stupňový puls) případně antiparalelní jádra převládnou (180 stupňový puls) • Příčná tkáňová magnetizace Příčná tkáňová magnetizace Úhrnný magnetický moment Relaxace nVoda - dlouhé T1 a T2 relax. časy nTuk - krátké relax. časy T1 i T2 n nVelikost molekul Když EM impuls přestane působit, dojde k obnovení rovnovážného stavu Longitudinální relaxace t1-curve nPodélná r. nVektor podélné magnetizace nabývá opět původní velikost nEnergie se vrací zpět do mřížky zkoumané látky nT1 relaxace n„Spin - lattice“ relaxation nRelaxace spin-mřížka n T1 vážený obraz relax3 t1-curve Transversální relaxace nRelaxace T2 nZtráta příčné magnetizace nNehomogenity v mg poli nSlabé mg pole v okolí nRelaxace „spin-spin“ n37 % = 1/e n t2-krivka T2 vážený obraz relax4 t2-krivka T1 a T2 vážený obraz kyble_s_barvou_T2 kyble_s_barvou_T1 Jak se tvoří MR obraz? npůsobení energie RF pulzů na tkáně vyvolá vyzáření slabého EM signálu, který lze registrovat npoužití specifických „sérií RF pulzů“, měření získaného signálu – nejčastěji sekvence „spin echo“ (SE) nebo gradientní echo (GE) nzákladní parametry sekvencí TR, TE event. TI určují charakter obrazu – T1, T2WI… nT1 v.o. – krátké TR i TE nT2 v.o. – dlouhé TR, dlouhé TE nPD – dlouhé TR, krátké TE nOsa Z – slice selection gradient – určuje, která vrstva protonů bude reagovat na RF pulzy a vydávat signál n Aplikací magnetických gradientů ve směru osy X, Y i Z lze lokalizovat zdroj signálu z těla pacienta Rekonstrukce obrazu nGradient určující nRovinu - roste v podélné ose těla nFrekvenci - roste kolmo na osu těla (zleva doprava) nFázi - roste kolmo na osu těla (zepředu dozadu) grad5 grad4 Základ MR vyšetření – SE sekvence naplikace 90 a 180st. pulzu nzapnutí gradientů v přesně daném okamžiku nregistrace signálu nzpracování dat pomocí Fourierovy transformace Uspořádání komponent MRI MR obrázky: každý je jiný … t1 t1c t2 ge angio tir T1 MRA GE T1-kl T2 T1-IR Kavernózní hemangiom – má typicky prstenčitý okrsek bez signálu v T2 vážení, jedná se o depozita hemosiderinu po předchozích menších krváceních, v GE – tedy sekvenci gradientního echa se díky susceptibilnímu artefaktu ještě zvýrazní. T1-IR = inversion recovery sekvence. Nevýhody MRI nSilné magnetické pole! (je v něm uložen celý pacient) ntrvání vyšetření - až 60 min nomezený vyšetřovací prostor ncena = dostupnost nomezené vyšetřované pole (mozek + Cp., C+Th, Th+L) t1map Výhody MRI nneinvazivní technika nnepřekonatelný měkkotkáňový n kontrast njakákoli rovina řezu nMR angiografie, ERCP, PMG (bez kontrastní látky) nkontrastní látky - Gd (minimální riziko alergické reakce) t2map Nebezpečí v MR scaneru ? nmagnetické pole – konstatní 0,1 – 3,0 T nmagnetické pole – proměnné ngradientní cívky nvysokofrekvenční RF puls nexcitace protonů - tepelné změny ve tkáních, kovech nfrekvence v řádu desítek Mhz nzejména u high – field přístrojů zúžený vyšetřovací prostor - gantry Intera 0.5, 1.0, & 1.5T Absolutní kontraindikace I. DKardiostimulátor – MR nekompatibilní pacemaker (dnes už se vyrábějí i MR kompatibilní) DICD – implantabilní kardiovertor – defibrilátor DKochleární implantát DCévní svorky intrakraniálně z neznámého materiálu (potenciálně magnetické) DCizí těleso v orbitě nebo v oku metalického nebo neznámého původu – pomůže RTG D Absolutní kontraindikace II. DImplantovaný kovový materiál před méně než dvěma měsíci Dendoprotézy, stenty, dlahy, osteosyntetický materiál DPacienti závislí nebo vybavení jiným pomocným elektronickým zařízením Dinzulinové pumpy Ddávkovače cytostatik, analgetik Dbiomechanické implantáty D DNaprostá nespolupráce s pacientem Relativní kontraindikace §Klaustrofobie - strach z uzavřených prostor §lze zvládnout premedikací §První 3. měsíce těhotenství §pouze úzus, není přesně zjištěn vliv na plod §Cévní svorky z nemagnetických materiálů, kovový osteosyntetický materiál, kloubní náhrady v místě vyšetření §artefakty §Chlopenní náhrady - artefakty, abnormální funkce během vyšetření §Naslouchadla §před vyšetřením sejmout – interference = pískání §Piercing, tetování = kovové partikule §artefakty §tepelné působení Co hrozí pacientovi s kovový implantátem obecně npohyb nebo dislokace ncévní svorky – aneuryzmata, pooperační stavy nohřátí (zejména velké náhrady kloubů) – nebezpečí termického traumatu nnekvalitní, artefakty zatížené vyšetření nkovový materiál i mimo vyšetřovanou oblast, mimo použitou cívku ! Co hrozí pacientovi s pacemakerem a ICD ? nstacionární magnetické pole nnefunkčnost spínacích relé nuvolnění elektrody z přístroje nuvolnění napájecího zdroje nproměnné magnetické pole nelektroda = vodič v magnet. poli Þ indukce ntepelné poškození myokardu v místě ukotvení !!! nRF puls npotenciální interakce s pulzy pacemakeru nebo ICD Co z toho plyne ? nŘádně vyplněná speciální žádanka k MR vyšetření nOvěření informací o případných možných rizicích – kontraindikace k MR vyšetření ndotazník, pomoc při vyplnění ndetektory kovů (rámy, přenosné) nJakýkoliv neznámý a nepřípustný kovový materiál Þ nNESMÍME ZAHÁJIT VYŠETŘENÍ nkonzultace s vyšetřujícím lékařem nPoučení o průběhu vyšetření nPremedikace – anxiolytika nneklidní a klaustrofobičtí nemocní Zákazové a výstražné značky P011 P016 ZÁKAZ VSTUPU OSOBÁM S KARDIOSTIMULÁTOREM ZÁKAZ VSTUPU OSOBÁM S IMPLANTÁTY Z KOVU W013 W012 POZOR, ELEKTROMAGNETICKÉ ZÁŘENÍ ! POZOR, SILNÉ MAGNETICKÉ POLE! MR u metalických dentálních materiálů nRůzný stupeň artefaktů podle použitého materiálu nZávisí zejména na susceptibilitě materiálu (výrazná u amalgámu, titanu, menší u nikl-chrom. či kobalt-chrom. materiálů) MR ve stomatologii nNejčastější využití je u onemocnění temporomandibul. kloubu nPoužívají se pseudodynamické sekvence při postupném otevírání a zavírání úst nDif.dg. cystických lézí nAmeloblastom nOsteomyelitis nRozsah hemangiomů, šíření tumorů obecně nLokalizace neurovaskulárního svazku před plánováním potenciálních míst pro implantáty n MR temporomandibulárního kloubu: Diskopatie n nzpůsobená patologickou polohou kloubního disku nebo adhezemi disku ndislokace disku s repozicí: n disk je v klidu dislokován (nejčastěji anteriorně před kloubní hlavici), při pohybu dochází k jeho repozici, což se projevuje asymetrickým otevíráním, zvukovými fenomény (nejčastěji ve smyslu lupnutí), event. přítomností bolesti. Není přítomno omezené otevírání. ndislokace disku bez repozice: n disk je dislokován, ovšem nedochází k jeho repozici, pohyb kloubu je tak omezen. Kromě omezeného otevírání může být přítomna bolest, avšak nejsou přítomny zvukové fenomeny. nadheze kloubního disku: n disk je v klidu ve správné, fysiologické, poloze, nicméně je omezena jeho pohyblivost. Charakteristické je snížení rozmezí otevírání úst MRI - TMJ Pokročilé techniky MR vyšetření a zpracování dat Pokročilé techniky MR vyšetření a zpracování dat nMR nabízí mnoho možností speciálních vyšetření, která přinášejí další cenné informace k základnímu zobrazení nPoužití ve výzkumu i v běžné praxi nČasto nutná sofistikovaná výpočetní zpracování n http://www.destructoid.com/wp-content/uploads/2006/09/broken_computer.jpg Základní úprava obrazu Vyhlazení Detekce hran Subtrakce §Sycení: MR-DSA Chooi W.K, Woodhouse N., Coley S.C., Griffiths P.D.: Pediatric Head and Neck Lesions: Assessment of Vascularity by MR Digital Subtraction Angiography. AJNR Am J Neuroradiol 25:1251–1255, 2004 Burkittův lymfom Hemangiom 2D, 3D rekonstrukce §MPR: 3D sekvence úFLAIR VISTA 1,4 mm izotropní voxel ú 2D, 3D rekonstrukce §VRT: MRAG MR „hydrografie“ §Tekutina v lidském těle – přirozená kontrastní látka pro MR §Silně T2 vážené sekvence – vysoký kontrast mezi tekutinou a okolními tkáněmi → kvalitní zobrazení tekutinou naplněných struktur §Použití MIP / VRT prostorových rekonstrukcí naměřených dat úMRCP úMR urografie úMR myelografie § ú Cholelithiáza, stenóza žlučových cest MIP MRCP MR urografie MIP Refluxní nefropatie MR myelografie nZobrazení tekutiny – likvoru v páteřním kanálu nNeinvazivní alternativa k PMG (perimyelografie) nBěžně používaná sekvence doplňující klasické MR vyšetření páteře nZobrazení komprese durálního vaku (deg. změny..), intradurální nádory atd. MR myelografie MR angiografie nNativní MRAG – sekvence citlivé na proudění tekutiny → vysoký signál cév §Použití převážně pro zobrazení mozkových cév nKontrastní MRAG – dynamická intravenózní aplikace kontrastní látky, vyšetření cílové cévy při prvním průchodu KL §Technika využitelná pro libovolné cévy v těle nHodnocení: zdrojové řezy + rekonstrukce – MIP a VRT rekonstrukce ev. MPR • • MR angiografie nNativní MRAG – mozkové tepny (T1 FFE TOF) MR angiografie nKontrastní MRAG (CEMRA) n PCA §Phase Contrast Angiography §Sekvence citlivá k proudění spinů v tekutině §Vhodná pro zobrazení pomalých toků úVenózní MR angiografie (mozkové splavy) úKvantifikace toků Kardiovaskulární MR vyšetření (měření v místě stenózy, chlopenní srdeční vady..) Neuroradiologie – kvantifikace proudění mozkomíšního moku PCA: technika měření §Synchronizace s pulzem či EKG §Opakované snímání v jedné rovině v průběhu jednoho srdečního cyklu §Manuální ohraničení oblasti zájmu §Výpočet toků s možností grafického vyjádření ú PCA: cardio MR MR srdce nspřaženo s dechem i EKG, 1 hodina!! Cardiac imaging Perfusion Assessment Great vessels Function Morphology PCA: cirkulace likvoru §Komunikující hydrocefalus DWI – difuzně vážené zobrazení §Difuze – náhodný pohyb molekul vody ve tkáni (Brownův pohyb) §Míra difuzivity se často liší mezi jednotlivými tkáněmi nebo mezi zdravou a patologickou tkání §MR zobrazení difuze ke konvenčnímu zobrazení přidává další diagnosticky cenné informace. DWI §Použití přídatného magnetického gradientu → citlivost sekvence k difuzi ve tkáni §Vysoká difuze – nízký signál §Omezená difuze – vysoký signál §Směrová závislost difuze – intenzita signálu DWI obrazu závisí na směru použitého gradientu obr4 §Vyšetření s aplikací gradientu ve třech základních rovinách → výpočet izotropního obrazu DWI DWI §ADC – apparent diffusion coefficient – kvantifikace míry difuze ve tkáni [cm2/s] §Nutná minimálně dvě měření s různými hodnotami přídatného gradientu (např. b=0 a 1000) §Z intenzity signálu těchto obrazů je vypočítána ADC mapa §Při grafickém vyjádření odpovídá hodnota ADC sklonu křivky logaritmické závislosti intenzity signálu na síle přídatných gradientů DWI DWI b1000 anizotropní DWI b1000 izotropní DWI b0 ADC mapa DWI – ADC mapa §Nízký signál → omezená difuze §Vysoký signál → zvýšená difuze § DWI b1000 ADC eADC DWI n § §Přínos DWI v MR diagnostice - odlišení cytotoxického od vasogenního edému: §Detekce čerstvé ischemie a její odlišení od tumoru §Diferenciální diagnostika prstenčitých lézí (absces x tumor) §Zpřesnění diagnostiky tumorů – vysoce celulární tumory mají omezenou difuzi § DWI – mozková ischemie http://www.radiologyassistant.nl/images/48410dd9dd174_MR3.jpg Thurnher M.: Brain Ischemia - Imaging in Acute Stroke. www.radiologyassistant.nl http://www.radiologyassistant.nl/images/thmb_48414dd3a5b4b_MR7.jpg DWI – mozková ischemie Embolizace DWI - absces §Restrikce difuze obsahu abscesu § DWI – tumor: gliom DWI – tumor: lymfom 31632788_1 31632788_4 §Vysoká celularita tumoru – restrikce difuze § DTI – zobrazení tenzorů difuze §Metoda založená na principech DWI §Anizotropie difuze v bílé hmotě mozku a míchy: pohyb molekul vody probíhá snadněji podél nervových vláken §Intenzita signálu obrazu DWI závisí na směru použitého přídatného magnetického gradientu §Opakovaným měřením s různými směry difuze můžeme detekovat dominantní směr difuze → směr průběhu nervových drah n DTI nZpracování: nMapa frakční anizotropie nSměrově kódovaná mapa vektorů anizotropie difuze n3D Fibertracking DTI: Sclerosis multiplex → DTI má potenciál pro časnější detekci patologie bílé hmoty než konvenční zobrazení DTI fibertracking: gliom gr. II Tractus corticospinalis Fasciculus arcuatus DTI fibertracking: gliom gr. III Radiatio optica – optická dráha DTI fibertracking: metastáza Tractus corticospinalis DTI fibertracking: tumor míchy PWI: MR zobrazení perfuze nOpakované T2 vážené zobrazení mozku při prvním průchodu kontrastní látky nPokles intenzity signálu úměrný prokrvení /smd/Rad/neuroimages/MRperf.jpg §Výpočetní zpracování →mapy prokrvení s možností měření různých parametrů (TTP, CBV, MTT atd.) PWI: aplikace nMozková ischemie nDWI - zobrazí „mrtvou“ tkáň nPWI – detekce tzv. penumbry (ischemický polostín – „tkáň v ohrožení“) § art-mr432447 PWI: aplikace nDiagnostika mozkových tumorů nRozlišení poradiační nekrózy mozkové tkáně (nízké prokrvení) od růstu tumoru (vysoké prokrvení) nOdlišení high-grade gliomu od metastázy § §Rozdílná perfuze v okolí ložiska metastázy a gliomu: úGliom – v okolí edém + infitrace →vysoké prokrvení úMetastáza – v okolí pouze edém, komprese cév tlakem ložiska → snížené prokrvení oJedna z moderních aplikací vyšetření magnetickou rezonancí (MR) oUmožňuje přímé zobrazení funkčně aktivních korových oblastí oVyšetření zcela neinvazivní, pro pacienty poměrně nenáročné Co lze zobrazit: motorické funkce, sluchová a zraková centra, paměťové, řečové a kognitivní funkce, emoce… SPM2 Philips_Achieva_3T Bold efekt Blood oxygen level dependency Základní princip fMRI Závislost intenzity MR signálu na poměru oxyhemoglobin/deoxyhemoglobin lKortikální aktivita: lPřechodné zvýšení koncentrace deoxyHb → pokles T2* signálu lVazodilatace → zvýšené prokrvení, ↓deoxyHb → nárůst T2* signálu image_preview fMRI vyšetření •Vyšetření celého mozku mnohočetně opakováno •Pacient během vyšetření vyzván k určitému druhu aktivity (pohyb prstů, řeč..) střídajícím se s klidovými úseky • •Statistickou analýzou detekujeme rozdíl intenzity signálu v jednotlivých oblastech mozku porovnáním bloků klidu a aktivity Zobrazení 2D T1 true IR 3D Křivka intenzity signálu Prahování lNastavení prahové hodnoty významnosti statistického testu výrazně ovlivňuje vzhled výsledného obrazu map aktivace lfMRI obraz vyjadřuje pravděpodobnost zapojení jednotlivých elokventních struktur během aktivity t=1,5 t=3 t=4,5 Aplikace fMRI lNeuroanatomie, neurofyziologie , neurologie - výzkum mozkových funkcí, mapování funkčních mozkových center. l lWhat is different about a radiologist's brain? Haller S, Radue EW. -odlišná aktivace v mozku radiologa při pohledu na RTG snímek i libovolný obrázek l lAn fMRI task battery for assessing hemispheric language dominance in children. Wilke M, Lidzba K, Staudt M, Buchenau K, Grodd W, Krageloh-Mann I. - určení dominantní hemisféry pomocí lokalizace řečových center při fMRI vyšetření fMRI – nový detektor lži? •Studie s 10 dobrovolníky, 6 z nich mělo lhát ostatní mluvili pravdu •Souběžná registrace základních údajů na polygrafu (TK, dechová frekvence…) •Bylo prokázáno rozdílné rozložení aktivity mozku v fMRI obrazech během pravdivé a lživé odpovědi - pravdivé odpovědi: Frontální lalok (gyrus inferior a medialis), gyrus temporalis inferior, gyrus cinguli - nepravdivé odpovědi: Frontální lalok (gyrus inferior med., gyrus precentralis), temporální lalok (hippocampus a gyrus temp. medius), limbické oblasti • Ve všech případech byla správně odhalena pravdivost jak pomocí polygrafu, tak fMRI Pravdivá odpověď: aktivace v gyrus frontalis inferior Nepravdivá odpověď: aktivace v gyrus praecentralis Zdroj: Scott H. Faro, M.D. et al., www.rsna.org Aplikace fMRI Aplikace fMRI lPředoperační mapování funkčních korových center - nejdůležitější praktické využití fMRI lPosouzení vztahu funkční důležitých oblastí k tumoru 11 www.fmri.org Pohyb Řeč Sluch Zrak Paměť MR intervence nBiopsie, punkce nVyjímečně používaná alternativa k biopsiím říženým CT nebo UZ v případech lepšího zobrazení cílové léze pomocí MR vyšetření nRychlé sekvence nMR kompatibilní instrumentárium (titanové jehly atd.) nCo lze punktovat: nJátra, pankreas, mediastium (lymfatické uzliny…), ledviny, prostata, skelet atd. MR intervence nBiopsie, punkce Tuberkulózní spondylitida Salomonowitz E.: MR imaging-guided biopsy and therapeutic intervention in a closed-configuration magnet: single-center series of 361 punctures. AJR Am J Roentgenol. 2001 Jul;177(1):159-63 MR intervence §Vaskulární intervence úVýhody: Absence radiační zátěže a použití jódových kontrastních látek, vysoká kvalita zobrazení, možnost 3D rekonstrukcí atd. úPředpoklady Přístup k pacientovi – otevřené MR systémy, kratší gantry Kvalitní MR přístroj (real time zobrazení v dostatečné kvalitě) Speciální instrumentárium (MR kompatibilita, značené katetry..) http://www.healthcare.philips.com/phpwc/main/shared/assets/images/mri/product/pg_pan180_01_en.jpg MR intervence §Vaskulární intervence úZobrazení cév na MR: (nativní), intravenózní MRAG, intraarteriální MRAG, blood-pool kontrastní látky úVýkony Obdobné DSA angioplastiky, stenty, embolizace.. úHlavní indikace: komplikované dlouho trvající výkony (enormní radiační zátěž při DSA) úVýhled: klinické studie (první angioplastika u člověka teprve v r. 2000), vývoj speciálního instrumentária MR intervence nVaskulární intervence MR řízená balonková angioplastika stenózy a. femoralis superior Kos S, Huegli R, Bongartz GM, Jacob AL, Bilecen D.: MR-guided endovascular interventions: a comprehensive review on techniques and applications. Eur Radiol. 2008 Apr;18(4):645-57. Epub 2007 Dec 11 Děkuji za pozornost. F:\pHd\výuka\FN Brno_modra_ctverec.JPG