tehnici si echipamente pentru imagistica medicala
TRANSCRIPT
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
CAPITOLUL 1
CURS 1:
1. IMAGISTICA ÎN MEDICINĂ
Introducere
Ca parte a ştiinţelor naturii, medicina umană încearcă să înţeleagă corpul uman, structura şi
modul său de funcţionare în orice condiţii: normale, de boală sau accidente – şi să intervină pentru
menţinerea stării de sănătate. Progresele realizate de această ştiinţă sunt remarcabile, speranţa de
viaţă în unele ţări dezvoltate fiind aproape dublă faţă de valoarea din urmă cu un secol. Au fost
înregistrate progrese remarcabile la toate nivelele, de la cel atomic, molecular, celular şi tisular la
întreg corpul, în acelaşi timp ţinând cont şi de factorii sociali (mod de viaţă, etc.)
Corpul uman este un sistem deosebit de complex. Obţinerea datelor despre proprietăţile sale
statice şi dinamice are ca rezultat o cantitate imensă de informaţie. În cele mai multe cazuri
prezentarea informaţiei sub formă de imagini este cea mai eficientă metodă de asimilare,
interpretare şi utilizare a acestora ca metode de diagnosticare în diverse proceduri terapeutice.
Imaginile medicale sunt imagini ce descriu caracteristicile ţesutului, modul în care energia
este emisă, transmisă, reflectată de către corpul uman. Caracteristicile ţesutului sunt legate de
structura organismului. Interpretarea imaginilor medicale constă în identificarea legăturilor între
caracteristicile imaginilor şi proprietăţile ţesutului, anatomie, fiziologie şi metabolism, precum şi
modul în care aceşti parametri sunt afectaţi de boală sau dizabilităţi.
Imaginile unui obiect atât de complex cum este corpul uman reflectă caracteristici ale
acestui obiect precum: transmisivitatea, opacitatea, emisivitatea, reflectivitatea, conductivitatea, etc.
precum şi modul în care acestea evoluează în timp.
Imagistica medicală este o ştiinţă şi, în acelaşi timp o metodă de explorare a anatomiei şi de
studiu a fiziologiei şi biochimiei. Aceasta implică cunoaşterea unei varietăţi de surse de energie şi
proprietăţi ale ţesutului necesare pentru producerea unor imagini utile.
1
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Dezvoltarea imagisticii medicale
Progresul realizat de imagistica medicală se datorează în mare măsură descoperirilor
ştiinţifice din alte domenii, cu precădere celor din sectorul militar. Ca exemplu pot fi enumerate
ultrasunetele, fizica nucleară, spectroscopia chiar şi microelectronica şi calculatoarele care
reprezintă tehnologii ce au migrat cu succes dinspre alte domenii spre medicină.
Dezvoltarea actuală a imagisticii medicale se datorează în principal:
• Cunoştiinţelor biologice tot mai detaliate legate de înţelegerea corpului uman,
proprietăţilor sale statice şi dinamice.
• Evoluţia tehnicilor imagistice şi lărgirea domeniilor cărora se adresează aceste
tehnici.
• Dezvoltarea tehnologiei calculatoarelor şi informaţiei care a stat la baza progresului
tehnicilor imagistice cum ar fi: reprezentările 3D, suprapunerea imaginilor, medii de
realitate virtuală, stocarea şi transferul imaginilor etc.
• Creşterea cantităţii de informaţie disponibilă despre pacienti, care poate fi arhivată
şi analizată prin intermediul imaginilor.
Introducerea razelor x şi a tomografiei computerizate au reprezentat puncte de reper în
evoluţia imagisticii medicale. Biologia moleculară şi genetica sunt cele mai noi ramuri de aplicarea
ale tehnicilor imagistice.
Scurt istoric al imagisticii medicale
În noiembrie 1895, Wilhelm Roentgen – fizician la Universitatea Wurzburg, experimentează
radiaţiile catodice. Aceste radiaţii au fost obţinute prin aplicarea unei diferenţe de potenţial electric
electrozilor unui tub de descărcare din sticlă, parţial vidat. El denumeşte radiaţiile nou descoperite
“raze x” şi observă că acestea au proprietatea de a penetra diverse materiale şi a putea fi înregistrate
pe plăci fotografice. Una dintre imaginile pe care Roentgen le-a inclus în primele prezentări ale
descoperirii sale este o radiografie a mâinii (Figura 1.1).
2
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Figura 1.1 – Radiografie a mâinii înregistrată de Roentgen în decembrie 1895.
În 1901 Roentgen a primit primul premiu Nobel în fizică pentru descoperirea sa.
O nouă demonstraţie a fenomenului este făcută de Poincare la o şedinţă a Academiei de
Ştiinţe Franceze, la două luni de la descoperirea lui Roentgen. Acesta demonstrează că razele x sunt
emise când radiaţiile catodice lovesc pereţii de sticlă ai unui tub de descărcare cu gaz.
Într-o perioadă de 5 ani de la descoperirea razelor x, au fost de asemenea descoperiţi
electronii şi radioactivitatea naturală, au fost identificate surse ale acestora şi definite proprietăţi ce
le caracterizează.
În prima jumătate a secolului 20, imagistica bazată pe raze x a evoluat continuu prin
introducerea unor tipuri de tuburi de raze x, amplificatoarelor de imagine, agenţilor de contrast etc.
Concomitent, imagistica cu raze x a evoluat în paralel cu alte tehnici imagistice bazate pe nuclee
radioactive, facsicule de ultrasunete, surse de radiaţii.
În anii 1950, 1960, imagistica medicală a progresat ca unealtă de diagnosticare bazându-se
pe trei tehnici fundamentale: imagistica cu raze x, medicina nucleară şi ultrasonografia.
La începutul anilor 1970 a fost introdusă o inovaţie majoră în imagistica de diagnosticare.
Apariţia aceastei inovaţii - tomografia computerizată (CT) cu raze x - este considerată astăzi cel mai
important eveniment în imagistica medicală de la descoperirea razelor x. Importanţa CT este
relevată de câteva caracteristici ale acesteia:
• Obţinerea de imagini ale secţiunilor transversale anatomice;
• Rezoluţie şi contrast superioare faţă de radiologia tradiţională;
3
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
• Construcţia imaginilor pe baza razelor x printr-un proces matematic, de către
computer;
• Obţinerea imaginilor nu mai este rezultatul direct al unei tehnici imagistice.
Controlul acestui proces presupune colaborarea între medic şi inginer ;
• Producerea imaginilor digitale de către computer care pot fi manipulate pentru a
furniza o gama largă de ipostaze.
Apariţia tomografiei computerizate a reprezentat începutul tranziţiei în radiologie de la
abordarea analogică spre cea digitală. Revoluţia digitală a introdus noi posibilităţi precum
manipularea imaginilor, stocarea, transmisia şi afişarea lor, cu aplicaţii în toate ramurile medicinei.
Utilizarea CT pentru investigarea creierului au dus la reducerea imediată a scanărilor
nucleare ale acestuia şi a stimulat dezvoltarea altor aplicaţii ale medicinei nucleare, cum ar fi studiul
calitativ şi cantitativ al sistemului cardiovascular. Tehnicile de reconstrucţie matematică utilizate de
CT au fost preluate şi de imagistica cu rezonanţă magnetică (MRI), tehnică introdusă în medicina
clinică la începutul anilor 1980. Tehnicile digitale au fost, de asemenea, încorporate în
ultrasonografie şi sunt utilizate pentru obţinerea de imagini în tonuri de gri, în timp real, utilizate
pentru diagnosticarea pacienţilor din cardiologie, obstetrică şi alte câteva specialităţi.
Deşi astăzi producerea imaginilor este mult mai complicată, în acelaşi timp, ele pot fi mai
uşor interpretate sau, uneori, interpretate greşit. Rolul cheie în obţinerea informaţiilor esenţiale în
radiologie îl are, în aceeaşi măsură, producerea, prezentarea şi interpretarea imaginilor. O bună
înţelegere a imaginilor necesită în aceeaşi măsură cunoştinţe medicale şi cunoştinţe tehnice despre
producerea imaginilor, de unde şi necesitatea de colaborare între medici şi ingineri.
4
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
CAPITOLUL 2
CURS 2:
PRODUCEREA RAZELOR X
Introducere
Pentru a putea produce imagini medicale pe baza radiaţiilor x, sursa acestora trebuie să
îndeplinească următoarele cerinţe:
• Să poată produce o cantitate suficientă de raze x într-un interval scurt de timp;
• Să permită utilizatorului să modifice energia razelor x;
• Să producă razele x în manieră reproductibilă;
• Să îndeplinească standardele de securitate şi economie corespunzătoare.
În prezent, singurele surse de raze x viabile sunt izotopii radioactivi, reacţiile nucleare-
fisiunea şi fuziunea, şi acceleratoarele de particule. Dintre acestea doar acceleratoarele de particule
speciale, cunoscute ca tuburi de raze x, îndeplinesc toate cerinţele de mai sus. În aceste tuburi,
razele x sunt produse ca rezultat al interacţiunii dintre electronii cu viteză foarte ridicată şi o ţintă.
Pe parcursul ultimului secol principiul de funcţionare al acestor tuburi nu s-a modificat deşi
structura fizică a acestor tuburi a fost îmbunătăţită semnificativ.
Primele studii cu raze x au fost realizate cu un tub de raze catodice în care electronii
eliberaţi de catre atomii gazului rezidual din tub erau acceleraţi spre un electrod pozitiv (anod).
Aceşti electroni produceau razele x pe măsură ce interacţionau cu componentele tubului. Tuburile
cu raze catodice erau o modalitate ineficientă şi nesigură de proucere a razelor x. În 1913, Coolidge
a îmbunătăţit tuburile de raze x prin introducerea unui filament încălzit de către un curent electric cu
scopul de a elibera electroni. Electronii eliberaţi erau respinşi de către sarcina negativă a
filamentului (catodul) şi acceleraţi spre o ţintă cu sarcină pozitivă (anodul). Razele x erau produse
în momentul în care electronii loveau ţinta. Tubul lui Coolidge reprezintă prototipul tuburilor de
raze x cu catod incandescent utilizate astăzi pe scară largă.
5
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Tuburi de raze x convenţionale
Principalele componente ale unui tub de raze x modern sunt prezentate în figura 2.1.
Figura 2.1 – Tub de raze x simplificat, cu anod rotativ şi filament incandescent
Filamentul incandescent eliberează electroni care sunt acceleraţi de printr-o tensiune
electrică ridicată spre o ţintă. Fasciculul de electroni acceleraţi este numit curent de tub. Razele x
sunt produse în momentul interacţiunii acestui fascicul de electroni cu ţinta. Razele x sunt emise de
către ţintă în toate direcţiile dar sunt restricţionate de către colimatoare pentru a forma un fascicul
util. În interiorul tubului de sticlă este menţinut vacuumul pentru a preveni interacţiunea electronilor
cu moleculele de gaz.
Surse de electroni
Metalul utilizat pentru filamentul unui tub de raze x trebuie să aibă un punct de topire
ridicat. În majoritatea tuburilor este utilizat filamentul de tungsten cu punct de topire la 3370o C.
Pentru înălzirea filamentului se utilizează un curent de câţiva amperi, electronii fiind eliberaţi la o
rată ce creşte odată cu creşterea curentului din filament. Filamentul este montat în interiorul unei
cupe convergente încărcate negativ. Împreună aceste elemente constructive formează ansamblul
catodic. Suprafaţa ţintei unde sunt atraşi electronii şi se produc razele x se numeşte punct de
focalizare. Pentru obţinerea radiografiilor cu claritate ridicată, electronii trebuie atraşi spre un punct
focal cât mai mic. Acest lucru este realizat prin alegerea unui filament foarte fin. Claritatea
radiografiei este adesea redusă prin mişcări voluntare sau involuntare ale pacientului. Pentru
reducerea acestui efect se realizează expuneri la raze x de intensitate ridicată şi durată redusă.
Intensitatea ridicată a razelor x presupune o rată de emisie a electronilor care poate depăşi
capacitatea unui filament fin. De aceea multe tuburi de raze x conţin două filamente (dual focus
6
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
tube). Un filament mic, foarte fin este folosit când sunt dorite radiografii cu detalii ridicate iar
expunerile scurte, de intensitate ridicată nu sunt necesare. Pentru reducerea efectului de neclaritate
produs de mişcare este utilizat un filament mai mare şi intensitate ridicată de expunere. Ansamblul
catodic al unui tub dual focus de raze x este prezentat în figura 2.2 b.
a. b.Figura 2.2 – a. Tub dual focus cu anod rotativ
b. Ansamblul catodic al tubului dual focus (filamentul mic şi filamentul mare)
Tensiunea tubului şi forma de undă a tensiunii
Intensitatea şi energia unui fascicul de raze x sunt influenţate de diferenţa de potenţial
(tensiunea) dintre filamentul şi ţinta din interiorul tubului. Sursa de energie electrică pentru
echipamentele radiografice este curentul alternativ care este, de departe, cea mai comună sursă de
alimentare pentru uz general datorită posibilităţilor de transmitere la mari distanţe cu pierderi mici
de energie. În figura 2.3 sunt prezentate formele de undă ale tensiunii şi curentului într-o linie de
curent alternativ. Tuburile cu raze x sunt proiectate să opereze la polaritate unică, cu ţintă pozitivă
(anodul) şi filament negativ (catodul). Producerea razelor x are eficienţă maximă (o cantitate mai
mare de raze x pe unitatea de timp) dacă potenţialul ţintei este întotdeauna pozitiv şi tensiunea
7
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
dintre filament şi ţintă este menţinută la valoare maximă. La majoritatea echipamentelor cu raze x,
curentul alternativ este convertit în curent continuu, şi tensiunea dintre filament şi ţintă este
menţinută în vecinătatea valorii sale maxime (figura 2.4).
Figura 2.3 – Tensiunea şi curentul într-o linie de transport de curent alternativ. Valorile pozitivă şi
negativă ale tensiunii se referă la polaritate, iar valorile pozitivă şi negativă ale curentului se
referă la direcţia de deplasare a electronilor în care constă curentul electric.
Conversia curentului alternativ în curent continuu este denumită rectificare.
Figura 2.4 – Tensiunea într-o linie de curent continuu. Tensiunea şi curentul nu-şi schimbă
niciodată semnul (sensul), deşi ele variază ca intensitate.
O metodă simplă de operare a tubului de raze x este alimentarea sa în curent alternativ
mizând pe faptul că acesta permite transferul electronilor doar de la catod spre anod. În condiţii
normale, ţinta (de forma unui disc plat) nu reprezintă o sursă eficientă de electroni. Când se
inversează polaritatea curentul nu mai trece prin tub din lipsa sursei de electroni. În aceste condiţii
se spune că tubul autorectifică curentul alternativ. Totuşi, pentru curenţi mari, căldura generată de
ţintă poate fi suficientă pentru a elibera electroni de pe suprafaţa ţintei. În acest caz electronii
traversează tubul când ţinta este negativă iar filamentul pozitiv. Acest fascicul invers de electroni
poate duce la distrugerea tubului.
O formă de undă a tensiunii rectificată se poate obţine utilizând un circuit cu diode. Acestea
sunt componente electronice care, ca şi tuburile cu raze x, permit trecerea curentului doar într-u n
singur sens. Un circuit simplu cu diode care produce aceeaşi formă de undă ca şi fenomenul de
8
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
autorectificare este prezentat în figura 2.5. Rectificarea în care segmentele cu polaritate negativă
sunt eliminate se numeşte rectificare a jumătăţii de undă.
Figura 2.5 – Circuit pentru rectificare a jumătăţii de undă. Tensiunea rezultată ce se aplică tubului
şi eficienţa producerii razelor x.
Circuitele de rectificare a jumătăţii de undă transformă curentul alternativ în curent continuu
obţinându-se un puls pe ciclu. Producerea razelor x este mai eficientă dacă se foloseşte şi jumătatea
negativă de ciclu a tensiunii. Pentru aceasta se foloseşte un circuit mai complex numit rectificator
de undă întreagă, ce utilizează ambele jumătăţi de ciclu. Pentru ambele faze, pozitivă şi negativă, a
formei de undă, tensiunea este aplicată tubului de raze x astfel încât filamentul (catodul) are
întotdeauna potenţial negativ iar ţinta (anodul) are întotdeauna potenţial pozitiv. În acest fel prin
rectificarea întregii unde, curentul alternativ este transformat în curent continuu obţinîndu-se 2
pulsuri pe ciclu (Figura 2.6).
Figura 2.6 – Circuit de rectificare a undei întregi, tensiunea aplicată tubului, curentul prin tub şi
eficienţa producerii razelor x.
Producerea razelor x poate fi şi mai eficientă dacă forma de undă a tensiunii este menţinută
la potenţial ridicat majoritatea timpului şi nu ar mai scade la zero cel puţin de două ori pe ciclu, cum
se întâmplă în cazul rectificării de undă întreagă. Acest obiectiv poate fi îndeplinit dacă este
utilizată o sursă de curent trifazic. Aceasta este disponibilă prin trei linii de tensiune separate la care
9
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
este conectat tubul. Cele trei linii de tensiune furnizează aceeaşi tensiune dar cu valori maxime la
momente diferite de timp pe fiecare linie. Fiecare tensiune este rectificată separat astfel încât se
obţin trei forme de undă rectificate în întregime dar suprapuse parţial. Efectul acestei rectificări este
faptul tubul de raze x este alimentat cu o tensiune compusă care se află în permanenţă în vecinătatea
valorii sale maxime. În acest caz, pentru fiecare ciclu de tensiune, se obţin câte 6 pulsuri rectificate
(Figura 2.7).
Figura 2.7 – Tensiune monofazică şi trifazică aplicată unui tub de raze x. Ambele au întraga
lungime de undă rectificată.
Circuitele moderne de comutare a tensiunii sunt capabile să producă forme de undă de înaltă
frecvenţă care furnizează o tensiune virtual constantă. În acest fel se pot obţine mii de pulsuri pe
secundă oferind o creştere importantă a eficienţei de producere a razelor x.
10
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
CURS 3
Relaţia dintre curentul de filament şi curentul de tub
În tubul de raze x apar 2 tipuri de curent electric. Curentul de filament este fluxul de
electroni ce trece prin filament, îi creşte temperatura şi acesta eliberează electroni. Al doilea tip de
curent este reprezentat de fluxul de electroni eliberaţi de către catod, ce traversează tubul spre anod.
Acest curent, denumit curent de tub variază în intensitate de la câţiva mA la câteva sute de mA.
Cele doua tipuri de curenţi diferă dar se influenţează reciproc. Unul din factorii care îi leagă
este conceptul de sarcină spaţială. La o tensiune a tubului scăzută, electronii sunt eliberaţi de către
filament mai rapid decât sunt acceleraţi spre ţintă. Astfel se acumulează un “nor de electroni” în
jurul filamentului, denumit “sarcină spaţială”. Această acumulare de electroni se opune eliberării
altor electroni de către filament.
In Figura 3.1 se observă influenţa tensiunii de tub şi a curentului de filament asupra
curentului de tub.
Figura 3.1 – Influenţa tensiunii tubului şi curentului de filament asupra fluxului de electroni, într-
un tub cu anod rotativ şi redresare bialternanţă.
11
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Pentru curenţi de filament mici, se atinge o tensiune de saturaţie peste care curentul din tub
nu mai variază cu creşterea tensiunii. La o tensiune de saturaţie, curentul din tub este limitat de rata
la care sunt eliberaţi electronii de către filament. Deasupra tensiunii de saturaţie curentul din tub
poate fi crescut numai prin creşterea temperaturii filamentului astfel încât acesta să elibereze mai
mulţi electroni. In această situaţie curentul de tub se spune că este limitat de tempeatura sau emisia
filamentului. Pentru a se obţine curenţi de tub ridicaţi şi raze x cu suficientă energie pentru a putea
fi folosite la diagnostic, trebuie adoptaţi curenţi de filament ridicaţi şi tensiuni între 40 şi 140 kV.
Pentru curenţi de filament mari dar tensiuni de tub mai scăzute, sarcina spaţială care se formează
limitează curentul de tub. In acest caz se spune că tubul de raze x este limitat de sarcina spaţială.
Spectrul de emisie
Radiaţia utilă produsă de un tub de raze x este compusă din fotoni a căror distribuţie de
energie depinde de următorii factori:
• Razele x produse au o energie distribuită pe un anumit domeniu de valori chiar dacă
electronii ce bombardează ţinta au acceaşi energie;
• Razele x eliberate au energii independente de acelea ale fasciculului de electroni ce
bombardează ţinta atâta timp cât energia acestora depăşeşte o valoare de prag pentru emisia
de radiaţie x;
• Energia electronilor variază cu tensiunea tubului, care, pentru anumite tuburi, fluctuează
rapid;
• Razele x sunt produse la diferite adâncimi ale ţintei. Aceste raze traversează diferite grosimi
ale ţintei şi pot pierde din energie datorită interacţiunilor.
Variaţiile altor factori cum sunt: filtrarea, materialul din care fabricată ţinta, tensiunea maximă a
tubului, curentul de tub, timpul de expunere pot afecta distribuţia de energie a razelor x în
fascicului de raze util. Distribuţia de energie a fotonilor produşi de un tub de raze x obişnuit este
denumită spectrul de emisie al tubului (Figura 3.2).
12
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Filtrarea
Fasciculul de raze x traversează câteva materiale ce îi atenuează energia înainte de a ajunge
la pacient. Printre acestea sunt învelişul de sticlă al tubului, stratul de ulei ce înconjoară tubul şi
fereastra de ieşire din carcasa tubului. Aceşti factori atenuatori determină împreună filtrarea
inerentă a tubului (tabelul 3.1).
Figura 3.2 – Spectrul de emisie al unui tub cu anod de tungsten ce funcţionează la 100 kVp. Linia
întreruptă reprezintă emisia teoretică pentru ţinta de tungsten, linia solidă reprezintă spectrul după
filtrările inerentă şi adiţională.
Tabelul 3.1 – Filtrarea inerentă pentru un tub de raze x uzual
Componenta Grosime (mm) Grosime echivalentă aluminiu (mm)Înveliş sticlă 1.4 0.78Strat izolator ulei 2.36 0.07Fereastră bachelită 1.02 0.05
Echivalentul în aluminiu al fiecărei componente a filtrării inerente reprezintă grosimea
stratului de aluminiu care ar reduce rata de expunere în aceeaşi măsură ca şi componenta respectivă.
Pentru tubul cu caracteristicile din tabelul 3.1, filtrarea inerentă este de aproximativ 0.9 mm
echivalent aluminiu, cea mai mare parte filtrării inerente datorându-se învelişului de sticlă. Filtrarea
inerentă, pentru marea majoritate a tuburilor de raze x, este de aproximativ 1 mm Al.
Un fascicul de raze x cu energie medie mare este denumit “tare” deoarece poate penetra un
material mai dens (mai tare) cum este ţesutul osos.
Un fascicul cu energie medie mai mică este denumit “slab” deoarece poate penetra doar
materiale mai puţin dense (moi) cum este ţesutul muscular.
În orice mediu, probabilitatea ca razele x incidente să interacţioneze fotoelectric variază
proporţional cu 1/E3 unde E este energia fotonilor incidenţi. Astfel, razele x cu energie mică sunt
13
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
atenuate mai mult decât cele cu energie mare. După ce traversează un anumit material, fasciculul de
raze x are o energie medie per foton mai mare (deci este mai tare) chiar dacă numărul total de fotoni
este mai mic, deoarece un număr mai mare de fotoni cu energie mică nu traversează materialul.
Filtrarea inerentă a tubului, se spune că întăreşte fasciculul de raze x. O întărire suplimentară
(adiţională) a fasciculului poate fi obţinută adăugând filtre cu diferite compoziţii în calea
fasciculului. Filtrarea totală a fasciculului x este suma dintre filtrarea inerentă şi filtrarea adiţională
(Tabelul 3.1). De obicei, se doreşte o întărire adiţională deoarece, dacă radiaţia cu energie scăzută ar
rămâne în fasciculul de raze x, aceasta ar duce la creşterea dozei de radiaţii asupra pacientului fără a
contribui substanţial la formarea imaginii.
Spectrul de emisie pentru un tub cu ţinta de tungsten este prezentat în Figura 3.3., pentru
diferite grosimi ale stratului de aluminiu folosit ca filtru adiţional.
Figura 3.3 – Spectrul de emisie pentru un tub cu ţinta de tungsten, cu tensiunea tubului de 100
kVp. Valorile filtrării totale sunt 1, 2 respectiv 3 mm aluminiu. Tensiunea tubului (kVp) şi curentul
tubului (mAs) sunt aceiaşi în cele trei cazuri.
Efectul filtrării adiţionale cu strat de aluminiu este scăderea numărului de electroni dar
creşterea energiei medii a fotonilor rămaşi în fascicul. Aceste modificări sunt reflectate în scăderea
per ansamblu a spectrului de emisie (înălţimea spectrului) şi translatarea valorii maxime a spectrului
în sensul creşterii energiei fotonilor.
14
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Tensiunea tubului
Pe măsură ce energia electronilor ce bombardează ţinta creşte, limita superioară a spectrului
razelor x creşte corespunzător. Înălţimea spectrului creşte, de asemenea, cu creşterea tensiunii
tubului deoarece eficienţa de producere a razelor x creşte dacă energia electronilor creşte.
Curentul tubului, timpul de expunere
Produsul dintre curentul din tub în miliamperi şi timpul de expunere în secunde (mA ⋅sec)
descrie numărul total de electroni ce bombardează ţinta. În aceleaşi condiţii, mai multe raze x sunt
produse dacă mai mulţi electroni bombardează ţinta. Aşadar, cantitatea de raze x produsă este direct
proporţională cu produsul (mA⋅sec) dintre curentul din tub în miliamperi şi timpul de expunere în
secunde. Spectrul obţinut pentru acelaşi tub de raze x cu diferite valori ale produsului (mA⋅sec) este
prezentat în Figura 3.4.
Figura 3.4. – Spectrul de emisie pentru un tub cu ţinta de tungsten, tensiune a tubului 100 kVp şi
curenţi de tub de 50, 100 respectiv 150 mA. Tensiunea tubului (kVp) şi timpul de expunere (sec)
sunt aceleaşi în cele trei cazuri.
Per ansamblu, forma spectrului (în special limitele superioară şi inferioară ale energiei şi
poziţia vârfurilor caracteristice) rămâne neschimbată. Înălţimea spectrului şi suprafaţa cuprinsă sub
curba sa creşte cu creşterea produsului (mA⋅sec). Aceste creşteri reflectă cantitatea mai mare de
raze x produse pentru valori mai mari ale produsului (mA⋅sec).
Materialul din care este fabricată ţinta
15
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Alegerea materialului din care este fabricată ţinta (anodul) afectează eficienţa cu care sunt
produse razele x şi energia acestora. Dacă factorii tehnici (voltajul tubului, miliamperajul şi timpul)
sunt aceiaşi, un material cu număr atomic mare (Z), folosit la fabricarea ţintei, va produce o
cantitate mai mare de raze x pe unitatea de timp.
Eficienţa cu care sunt produse razele x este raportul dintre energia ce apare sub forma
radiaţiei x, produse la nivelul ţintei, şi energia acumulată de ţintă în urma ciocnirii cu fascicului de
electroni din tub. Rata de acumulare a energiei în ţintă de către electroni este denumită putere de
depunere Pd (watt) şi este dată de:
Pd=V⋅I (3.1)
unde V este tensiunea tubului în volţi iar I este curentul tubului în amperi. În relaţia de mai sus
tensiunea se exprimă frecvent în kV dacă curentul este exprimat în mA.
Rata de eliberare a energiei sub forma radiaţiei x este denumită putere radiată Pr şi este
definită astfel:
P r=0.9×10−9 Z⋅V 2⋅I (3.2)
unde Pr este puterea radiată în watti (W) iar Z este numărul atomic al materialului din care este
fabricată ţinta. Aşadar, eficienţa de producere a razelor x este:
Eficienta=P r
Pd
=0 .9×10−9Z⋅V 2⋅I
V⋅I=0 .9×10−9 Z⋅V (3.3)
Ecuaţia (3.3) arată că eficienţa de producere a razelor x creşte cu numărul atomic al ţintei şi cu
tensiunea aplicată tubului de raze x.
Producerea razelor x este un proces foarte ineficient, chiar dacă ţinta este fabricată dintr-un
material cu număr atomic mare. Pentru tuburile de raze x convenţionale, mai puţin de 1% din
energia acumulată în ţintă se regăseşte în radiaţia x. Aproape toată energia transferată ţintei de către
electronii incidenţi este transformată în căldură la nivelul ţintei (Tabelul 3.2).
Tabelul 3.2 – Eficienţa cu care energia electronilor este transformată în radiaţie x, în funcţie de
tensiunea aplicată tubului.
kV Căldură(%) Raze X(%)60 99.5 0.5200 99 1.04000 60 40
Crearea vacuumului în tub
16
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Pentru a preveni coliziunile între moleculele de aer şi electronii acceleraţi între filament
(catod) şi ţintă (anod), tuburile de raze x sunt vidate la presiuni mai mici de 10 -5 Hg. Evacuarea
aerului reduce, de asemenea, deteriorarea prin oxidare a filamentului incandescent. În timpul
procesului de fabricaţie a tuburilor de raze x, evacuarea aerului/gazului este realizată prin proceduri
repetate de încălzire pentru a îndepărta gazul conţinut în componentele tubului. Cu timpul, tuburile
îşi pierd această proprietate (vid), datorită folosirii îndelungate sau a izolării imperfecte şi în
interiorul lor apare gaz. În această situaţie filamentul tubului se distruge rapid.
Învelişul exterior şi carcasa tubului
Componentele tubului, raspunzătoare de producerea razelor x sunt înconjurate cu un înveliş
(balon) ermetic din sticlă (tubul propriu-zis). Acest tub este montat în interiorul unei carcase
metalice. În jurul tubului de raze x se introduce o cantitate de ulei cu rolul de a izola carcasa
metalică faţă de tensiunea ridicată aplicată tubului, şi de a absoarbe căldura disipată de către anod.
De asemenea, în interiorul carcasei metalice se află un înveliş din plumb pentru a atenua radiaţiile x
emise în direcţii nedorite. În Figura 3.5 este przentată o secţiune transversală prin tubul de raze x şi
carcasa metalică a acestuia.
Figura 3.5 – Secţiune transversală printr-un tub cu raze x cu anod rotativ plasat în carcasă
metalică.
Calitatea unei imagini obţinute cu raze x este redusă de către radiaţia x nefocalizată (off-
focus). Pentru tuburile de raze x cu anod rotativ, radiaţia off-focus poate reprezenta până la 25% din
17
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
radiaţia totală produsă. Efectul acestei radiaţii off-focus asupra imaginii poate fi redus prin plasarea
unor colimatoare ale fasciculului de raze x cât mai aproape de ţinta unde fasciculul este produs.
Pentru obţinerea imaginilor de înaltă calitate, volumul ţintei de unde apar radiaţiile x trebuie
să fie cât mai mic posibil. Pentru a reduce mărimea aparentă a punctului focal, ţinta din tubul de
raze x este montată sub un anumit unghi faţă de direcţia electronilor incidenţi (Figura 3.6). La acest
unghi razele x par să provină dintr-o regiune focală mult mai redusă decât volumul ţintei ce
absoarbe energie de la electronii incidenţi. Majoritatea tuburilor de raze x au un unghi de înclinare
al ţintei între 6 şi 17 grade. Latura a din Figura 3.6, proiecţia regiunii focale (regiunea focală
aparentă) se calculează astfel:
a=A⋅sinθ (3.4)
unde A este dimensiunea corespunzătoare regiunii focale reale şi θ este unghiul de înclinare al ţintei.
Figura 3.6 – Modalitatea de reducere aparentă a punctului focal
Latura b a regiunii focale aparente este egală cu latura B a regiunii reale deoarece este
perpendiculară pe direcţia de incidenţă a electronilor. Dar latura B este întotdeauna mai mică decât
A deoarece lăţimea filamentului este mai mică decât lungimea sa. De obicei regiunea focală
aparentă are formă pătrată (a=b).
La tuburile cu două filamente (dual focus), apar două regiuni focale aparente, una pentru
radiografii foarte detaliate (ex. 0.6 mm2) produsă cu filamentul fin, şi alta pentru radiografii mai
puţin detaliate (ex. 1.5 mm2) produsă cu filamentul mai mare. Regiunea focală aparentă ce va fi
folosită este aleasă conform curentului de tub dorit. Filamentul mic este folosit când un curent de
18
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
tub mic (100 mA) este suficient. Filamentul mare se foloseşte dacă se doreşte un curent de tub mare
(200 mA sau mai mult) pentru a reduce timpul de expunere.
Pentru majoritate tuburilor de raze x, mărimea regiunii focale nu este constantă. Aceasta
variază în funcţie de tensiunea aplicată tubului şi de curentul tubului.
Razele x cu energie redusă, generate de o ţintă de tungsten, sunt atenuate puternic când sunt
eliberate de către ţintă. În cazul ţintelor montate la un unghi mic, atenuarea este mai mare pentru
razele x emise în partea dinspre anod a fasciculului decât pentru cele emise în partea mai apropiată
de catod. Astfel intensitatea fasciculului de raze x descreşte din partea apropiată de catod spre
partea dinspre anod a fasciculului (Figura 3.7). Acest efect este evident în cazul razelor x utilizate în
radiologie, în special pentru razele x generate la tensiuni ale tubului mici, deoarece energia razelor
este scăzută şi unghiul de înclinarea al ţintei este mare. Pentru compensarea acestui efect, în
interiorul carcasei, în imediata vecinătate a ferestrei de ieşire a razelor x, se introduce un filtru.
Figura 3.7 – Efectul de atenuare a razelor x, produse de o ţintă înclinată, mai pronunţat în părea
anodică a fascicului.
Grosimea filtrului creşte dinspre partea anodică spre partea catodică a fasciculului. De
asemenea, pozitionarea porţiunii mai profunde a regiunii scanate spre partea catodică a fascicului
ajută la compensarea efectului descris.
Efectul de atenuare creşte cu creşterea unghiului de înclinare a ţintei. Creşterea acestui unghi
limitează suprafaţa de scanare utilizabilă. De exemplu, un anod cu unghi de înclinare de cel mult 12
grade este recomandat pentru examinări de la o distanţă de 40 in. folosind film cu dimensiunea
14x17 in. Pentru aceeaşi distanţă de examinare, un anod cu unghiul de înclinare de 7 grade poate fi
folosit pentru imagini cu dimensiunea de maximum 10x10 in.
19
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Tuburi de raze x speciale
Multe tuburi de raze x au fost construite avându-se în vedere anumite aplicaţii. Câteva dintre
acestea sunt discutate în continuare.
• Tuburi controlate de grilă – În cazul lor cupa de focalizare din ansamblul catodic este
menţinută la un potenţial negativ de câteva sute de volţi faţă de filament. În aceste condiţii,
potenţialul negativ al cupei previne apariţia fluxului de electroni de la filament spre ţintă.
Doar când potenţialul negativ este înlăturat electronii se pot deplasa în interiorul tubului spre
anod. În acest fel, dacă se aplică şi se înlătură succesiv potenţial negativ între cupa de
focalizare şi filament razele x sunt produse cu întreruperi corespunzătoare. Acest tip de
tuburi este foarte folositor pentru expuneri foarte scurte cum sunt cele necesare radiografiei
şi angiografiei.
• Tuburi cu anod de molibden – Pentru investigaţii cu tensiune joasă ale ţesuturilor moi,
tuburile cu ţintă de molibden sunt preferate celor cu ţinta de tungsten. În intervalul de
tensiuni de 25-45 kVp razele x caracteristice sunt produse de anodul din molibden dar nu şi
de cel din tungsten. Acesti fotoni caracteristici oferă o concentraţie a razelor x în spectrul de
energie scăzută (Figura 3.8) care este utilă în cazul vizualizării ţesuturilor moi.
Figura 3.8 – Spectrul razelor x produse de o ţintă din molibden şi o ţintă din tungsten
• Tuburi cu emisie de câmp – În cazul lor, catodul este metalic şi are un vârf ascuţit de
aproximativ 1μm diametru. Electronii sunt extraşi din catod de către un câmp electric intens
şi nu prin emisie termică. Pentru tensiuni obişnuite rata de extracţie a electronilor este prea
mică pentru a oferi curenţi de tub adecvaţi. Se utilizează când curenţii de tub mici pot fi
toleraţi sau când trebuie folosite tensiuni de tub foarte mari (radiografia toracelui 300kVp).
Sunt puţin răspândite în radiografia clinică.
20
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
CURS 4:
SPECIFICAŢII ALE TUBURILOR DE RAZE X
Cantitatea mare de energie depozitată, cu o rată ridicată de depunere, intr-un volum mic
reprezentat de ţintă, are ca rezultat încălzirea acesteia la o temperatură foarte ridicată. În aceste
condiţii, ţinta trebuie sa posede o conductivitate termică ridicată pentru a putea transfera căldura
acumulată, în mediul înconjurător. Datorită cantităţii foarte mari de energie acumulată în ţinta, la
aproape toate tuburile de raze x se folosesc anozi rotativi. Un anod rotativ măreşte volumul de
material al ţintei care absoarbe energie de la electronii incidenţi, reducând în acest fel temperatura
acumulată de orice porţiune a anodului.
Anodul este ataşat de rotorul unui motor cu inducţie redusă, printr-o tijă care este fabricată
de regulă din molibden. Anozii au un diametru cuprins între aprox. 7.5 şi 12.5 cm şi se roteşte la
turaţii de până la 10000 rpm.
Motorul cu inducţie este excitat aproximativ 1 secundă înainte de a se aplica tensiunea
ridicată tubului de raze x. Această întârziere asigură faptul că electronii nu vor lovi ţinta înainte ca
anodul sa atingă turaţia maximă. Energia acumulată de anodul rotativ este disipată în baia de ulei ce
înconjoară învelişul de sticlă al tubului.
Anodul rotativ împreună cu statorul şi motorul cu inducţie sunt cunoscute sub numele de
ansamblul anodic al tubului de raze x.
Tensiunea de tub maximă, curentul de filament, tensiunea de filament
Tensiunea maximă ce va fi aplicată între filament şi ţintă este specificată pentru fiecare tub
de raze x. Acestă evaluare după tensiune a tuburilor, depinde de caracteristicile tensiunii aplicate
(monofazică, trifazică sau potenţial constant) şi de proprietăţile tubului de raze x (distanţa dintre
filament şi ţintă, forma ansamblului catodic şi a ţintei, forma învelişului de sticlă). Fluctuaţii
ocazionale ale tensiunii pot fi tolerate de tubul de raze x, cu condiţia ca acestea să nu depăşească
tensiunea nominală decât cu câteva procente.
Pentru curentul şi tensiunea de alimentare a filamentelor (mare şi mic) sunt stabilite limitări.
Curentul nominal pentru filament este semnificativ mai mic pentru funcţionarea continuă faţă de
funcţionarea în pulsuri (pulsatorie), deoarece temperatura filamentului creşte constant pe măsură ce
curentul trece prin el.
21
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Energia maximă
O evaluarea energiei maxime este specificată pentru ţintă, anod, şi învelişul tubului de raze
x. Aceste specificaţii sunt exprimate în unităţi de căldură (heat unit), unde pentru alimentare
monofazică:
Nr. unităţi căldură (HU) = (tensiune tub) ∙ (current tub) ∙ (timp) = (kVp) ∙ (mA) ∙ (sec)
Pentru tuburi alimentate trifazic:
Nr. unităţi căldură (HU) = (tensiune tub) ∙ (current tub) ∙ (timp) ∙ (1.35)=
= (kVp) ∙ (mA) ∙ (sec) ∙ (1.35)
Tuburile de raze x pot fi clasificate şi în funcţie de puterea maximă în kW. Un astfel de
exemplu este prezentat mai jos.
Punct focal (mm) Putere (kW)1.2-1.5 80-1250.8-1.0 50-800.5-0.8 40-600.3-0.5 10-30≤ 0.3 1-10≤ 0.1 < 1
Tabelul 1 – Clasificarea tuburilor de raze x în funcţie de putere şi punct focal
Pentru tuburi de raze x alimentate cu tensiune monofazică, redresată bialternanţă, vârful de
curent prin tub este aproximativ de 1.4 ori mai mare decât valoarea medie a curentului. Pentru
tuburile alimentate la tensiune trifazică, curentul mediu este aproximativ egal cu valoarea de vârf a
acestuia. Acesta este motivul pentru care numărul de unităţi de căldură este înmulţit cu 1.35 în cazul
tububurilor alimentate trifazic. Pentru expuneri de lungă durată sau serii de expuneri, în cazul
acestor tuburi, mai multă energie este transferată ţintei, şi numărul de expuneri într-un interval dat
trebuie redus. În mod curent tabelele de caracteristici sunt disponibile separat pentru cele două
tipuri de alimentare cu tensiune a tubului.
Caracteristicile de energie ale anodului şi învelişului tubului sunt exprimate de capacitatea
acestora de a acumula căldură. Capacitatea de acumulare a căldurii de către o componentă a tubului
este numărul total de unităţi de căldură (HU) care pot fi absorbite fără a deteriora componenta.
22
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Pentru anodul unui tub de raze x folosite pentru diagnostic medical, capacitatea de acumulare a
căldurii variază de la câteva sute de mii la peste un milion de unităţi de căldură (HU).
Capacitatea de acumularea căldurii de către învelişul exterior al tubului este, de asemenea,
importantă deoarece căldura este transferată de la anod la acest înveliş exterior. Capacitatea de
acumulare a căldurii de către învelişul exterior depăşeşte capacitatea anodului şi este de obicei de
ordinul a 1.5 milioane unităţi căldură (HU).
Pentru a determina dacă ţinta sau tubul de raze x ar putea fi deteriorate prin folosirea unor
combinaţii particulare ale tensiunii de tub, curentului de tub şi timpului de expunere, trebuie
consultate tabelele de energie ce însoţesc tubul cu raze x (Figura 1).
Figura 1 – Grafic de energie al unui tub de raze x cu 1 mm punct focal, alimentat cu
tensiune monofazică redresată bialternanţă.
Pentru utilizarea graficului se va proceda în felul următor:
• Se trasează o linie orizontală în dreptul curentului de tub dorit, pe axa oy
• Această linie intersectează curba tensiunii dorite
• Din punctul de intersecţie se coboară o perpendiculară pe axa ox. Punctul de intersecţie
reprezintă timpul maxim de expunere ce poate fi utilizat pentru o singură expunere, fără a
deteriora tubul.
Suprafaţa de sub fiecare curbă de tensiune cuprinde combinaţii ale curentului de tub şi ale
timpului de expunere pentru care nu se depăşeşte capacitatea de încărcare termică a ţintei când tubul
este operat la tensiunea respectivă.
23
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Suprafaţa de deasupra fiecărei curbe reflectă combinaţii ale curentului de tub şi timpului de
expunere care duc la depăşirea capacităţii de încărcare termică a ţintei, suprasolicită tubul şi pot
avaria ţinta.
În multe cazuri, în circuitele tubului sunt înglobate întrerupătoare pentru a împiedica
operatorul să depăşească valoarea maximă a energiei cu care poate opera tubul. În figura 2 sunt
prezentate câteva ţinte avariate datorită încărcării excesive sau rotaţiei necorespunzătoare.
a. b. c.Figura 2 – Ţinte rotative ale unor tuburi de raze x avariate datorită încărcării
excesive sau rotaţiei necorespunzătoare:
a. ţintă fisurată datorită lipsei rotaţiei
b. ţintă avariată datorită rotaţiei cu viteză prea redusă sau încărcării excesive
c. ţintă avariată datorită rotaţiei cu viteză prea redusă
Graficul caracteristicii termice a anodului descrie rata la care energia poate fi transmisă
anodului fără a se depăşi capacitatea acestuia de a acumula căldură (Figura 3). De asemenea, din
grafic se poate citi rata la care căldura este radiată de către anod spre stratul izolator de ulei şi spre
carcasă. De exemplu, un transfer de 425 HU pe secundă către anodul tubului va depăşi capacitata
acestuia de stocare a căldurii după 5.5 minute. Un transfer de 340 HU pe secundă poate fi menţinut
nelimitat. Curba de răcire din figura 3 exprimă rata cu care anodul se răceşte după ce a înmagazinat
o anumită cantitate de căldură.
24
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Figura 3 – Graficul caracteristicii termice a anodului pentru un tub cu anod rotativ.
Capacitatea de înmagazinare a căldurii de către anod este 72000 unităţi HU
Graficul de răcire al carcasei tubului din figura 4, exprimă rata la care carcasa tubului se
răceşte după ce a acumulat o anumită cantitate de căldură. Este de asemenea redată şi rata de răcire
cu sau fără ventilaţie forţată cu aer. Tabele similare celor din figurile 3 şi 4 sunt utilizate pentru a se
asigurea faptul că expuneri multiple în succesiuni rapide nu vor avea ca rezultat avarierea tubului
sau a carcasei sale.
Când se execută câteva expuneri în succesiuni rapide, se crează o problemă de încălzire a
ţintei care nu este vizibilă direct în nici una din figurile prezentate. Acestă problemă este cauzată de
acumularea de căldură care depăşeşte rata de disipare a căldurii de către urma focală de pe nodul
rotativ. Pentru a preveni ca această acumulare de căldură sa afecteze ţinta, trebuie consultat un
grafic adiţional ce însoţeşte tubul. Acesta este denumit grafic angiografic deoarece această
problemă datorată succesiunilor rapide de expuneri este des întâlnită în angiografie. Graficul este
prezentat în Figura 5.
25
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Figura 4 – Grafic de răcire a carcasei unui tub de raze x
Figura 5 – Curbe angiografice pentru un tub cu anod rotativ, 1 mm punct focal,
tensiune monofazică redresată bialternanţă.
Graficul arată câte expuneri pot fi făcute cu o anumită rată de expunere. De exemplu se cere
numărul expunerilor consecutive ce se pot face la o rată de 6 expuneri pe secundă dacă fiecare
expunere este luată la 85 kVp, 500 mA şi 0.05 sec.
Fiecare expunere produce (85 kVp) (500 mA) (0.05 sec) = 2125 HU. Linia orizontală din
dreptul acestei poziţii de pe axa y intersectează curba corespunzătoare celor 6 expuneri pe secundă
26
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
într-o poziţie ce corespunde valorii de 20 de expuneri. Deci, în aceste condiţii nu se pot face mai
mult de 20 de expuneri succesive fără a deteriora tubul.
Concluzii:
Structura unui tub de raze x convenţional:
o Filamentul incandescent
o Ansamblul catodic
o Ţinta (anod)
o Circuitul de alimentare cu tensiune înaltă
o Circuitul de rectificare
o Elementele de filtrare
o Învelişul de sticlă
Mărimea aparentă a punctului (regiunii) focale depinde de:
o Mărimea filamentului
o Curentul şi tensiunea de tub
o Unghiul constructiv al ţintei
o Poziţia de-a lungul axei anod-catod
Eficienţa de producere a razelor x creşte prin:
o Redresarea tensiunii alternative de alimentare
o Folosirea tensiunii trifazice şi a tensiunii constante
o Creşterea tensiunii tubului
o Folosirea ţintelor cu nr. atomic mare
Tuburile speciale de raze x sunt:
o Tuburile controlate prin grilă
o Tuburile cu emisie de câmp
o Tuburile cu ţinta din materiale speciale
Graficele caracteristice ale tuburilor de raze x includ:
o Graficele de energie
o Graficele de caracteristici termice ale anodului
o Graficele de răcire ale carcasei
o Curbele angiografice
27
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
CAPITOLUL 4 : TOMOGRAFIA COMPUTERIZATĂ (CT)
CURS 5
Introducere
Termenul tomografie provine din cuvântul grecesc “tomos” – secţiune. În radiografia
convenţională, variaţiile mici ale contrastului (sub 5% - datorate, de exemplu, atenuării radiaţiei x în
ţesuturile pacientului) nu sunt perceptibile. Această limitare este datorată următoarelor motive:
1. proiecţia unei regiuni anatomice tridimensionale într-o imagine bidimensională are ca
rezultat estomparea micilor diferenţe de imagine datorate transmiterii razelor x prin
structuri cu aliniere paralelă cu a fasciculului de raze x. Deşi tomografia convenţională
rezolvă această problemă într-o anumită măsură, structurile de deasupra şi de sub secţiunea
tomografică pot rămâne vizibile ca imagini fantomă dacă proprităţile lor de atenuare a
razelor x diferă semnificativ faţă de structurile din secţiune.
2. Receptorii de imagine convenţionali (film, amplificator de imagine, ecran fluoroscopic,
etc.) nu sunt capabile să sesizeze mici variaţii (2%) ale intensităţii radiaţiei incidente.
3. Fasciculele de raze x cu secţiune mare folosite în radiografia convenţională produc o
cantitate considerabilă de radiaţie nefocalizată care afectează producerea imaginilor cu
diferenţe mici de contrast.
Fiecare din aceste neajunsuri sunt eliminate într-un grad semnificativ în cazul tomografiei
computerizate. În cazul CT, variaţiile de câteva zecimi de procent în contrastul imaginii sunt
sesizabile. Deşi rezoluţia spaţială de ordinul unui mm oferită de sistemele CT este mai slabă decât în
cazul radiografiei convenţionale, vizualizarea superioară a contrastului şi modul de afişare a
secţiunilor anatomice, care nu sunt accesibile prin tehnici imagistice convenţionale, fac din tehnicile
CT un instrument deosebit de util pentru vizualizarea anatomiei multor regiuni ale corpului.
Scurt istoric
Tehnicile de reconstrucţie a imaginilor folosite în tomografia computerizată au fost
dezvoltate pentru a fi utilizate în radioastronomie, microscopia cu fascicul de electroni, alte tehnici
optice. Primele eforturi de a dezvolta tehnici imagistice CT au fost făcute la începutul anilor ’60,
dar aplicarea acestora pentru imagistica medicală s-a realizat abia în 1972 când EMI Ltd. a anunţat
realizarea primului aparat CT cu raze x disponibil comercial, destinat exclusiv studiilor imagistice
ale capului. Prototipul acestui aparat a fost studiat începând din 1970 la spitalul Atkinson-Morley
28
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
din Anglia, iar prima unitate comercială a fost instalată în Statele Unite în 1973. În acelaşi an,
Ledley şi echipa sa anunţă dezvoltarea primului scanner CT pentru întregul corp. În 1974 Ohio
Nuclear Inc. a dezvoltat, de asemenea, un scanner pentru tot corpul; ambele modele au fost instalate
în 1975. După 1977, 16 companii comerciale au pus în vânzare mai mult de 30 de modele de
scannere CT. În prezent, în spitalele din SUA sunt instalate aproximativ 5000 de unităţi CT, având
în medie un preţ de 1 milion de dolari pe unitate.
Principiul imagisticii CT
La primele scannere CT, fasciculul îngust de raze x care traversa ţesutul pacientului era
sincronizat cu detectorul de radiaţii aflat în partea opusă (Figura 1).
Figura 1 – La primele generaţii de scannere CT, măsurătorile privind transmiterea radiaţiei x erau
realizate prin intermediul unei surse de raze x şi a unui detector care se mişcau în mod sincron
(translaţie şi rotaţie) în părţi opuse ale pacientului.
Modul în care radiaţia se transmite prin ţesuturile pacientului este descris de relaţia:
I=I 0⋅e−μx (1)
În ecuaţia (1) se presupune că pacientul constituie un mediu omogen. Dacă fasciculul de
raze x străbate două regiuni cu coeficienţii de atenuare μ1 şi μ2 şi grosimi x1 respectiv x2, atunci
radiaţia se transmite după formula:
I=I 0⋅e μ1 x 1 μ2 x2 (2)
Dacă în calea fasciculului de raze x sunt n regiuni diferite cu coeficienţi de atenuare liniari
atunci transmiterea radiaţiei este dată de formula:
29
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
I=I 0⋅e−∑
i=1
n
μi xi (3)
iar raportul de transmitere este II 0
=e−∑
i=1
n
μi xi.
Dacă se face o singură determinare a transmiterii, coeficienţii diferiţi de atenuare nu pot fi
determinaţi datorită faptului că în ecuaţie sunt prea multe valori necunoscute μi . Pentru a putea
determina aceşti coeficienţi se vor face mai multe determinări ale transmiterii radiaţiei, în acelaşi
plan dar cu orientări diferite ale sursei de raze x şi ale detectorului. Coeficienţii pot fi separaţi astfel
încât aceşti coeficienţi de atenuare se vor vizualiza într-o sectiune transversală direcţiei de
transmitere a radiaţiei. Prin asocierea de nivele de gri pentru diferite grade de atenuare, se obţine o
imagine cu nivele de gri ce reprezintă diferitele structuri interne ale pacientului cu caracteristici de
atenuare ale radiaţiei corespunzătoare. Această imagine cu nivele de gri asociate coeficienţilor de
atenuare reprezintă imaginea CT obţinută. Imaginile CT sunt adesea descrise ca distribuţii de
densitate deoarece ele oferă o reprezentare prin nivele de gri a coeficienţilor de atenuare care au o
strânsă legătură cu densitatea ţesutului.
La prima generaţie de scannere CT se efectuau determinări multiple ale transmiterii radiaţiei
x prin deplasarea unui fascicul liniar de raze x şi a unui detector plasate de-o parte şi de alta a
pacientului, pe aceeşi linie cu acesta (Figura 2).
30
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Figura 2 – Mişcările de scanare în tomografia computerizată.
a. prima generaţie de scannere folosea un fascicul liniar de raze x şi o combinaţie de mişcări
de translaţie şi rotaţie;
b. a doua generaţie de scannere cu fascicul radial de raze x, detectoare multiple de radiaţie şi
mişcare combinată de translaţie şi rotaţie;
c. a treia generaţie de scannere cu fascicul radial şi mişcare de rotaţie uniformă a tubului şi a
şirului liniar de detectoare de radiaţie;
d. a patra generaţie de scannere cu mişcare de rotaţie a tubului şi şir circular fix de
detectoare. Sunt folosite uzual un număr minim de 600 detectoare.
Pe durata mişcării de translaţie (pe o distanţă de aprox. 40 cm) sunt realizate mai multe
măsurători (de ex. 160) ale transmiterii radiaţiei x prin ţesut. Apoi ansamblul format din sursa de
radiaţii şi detector este rotit cu un grad şi se realizează următoarea translaţie fiind obţinute alte 160
măsurători ale transmiterii radiaţiei. Aceste deplasări de translaţie separate prin incremente de
rotaţie de 1 grad se repetă pe lungimea unui arc de cerc de 180 grade. În acest mod se realizează
160x180=28800 măsurători de transmitere a radiaţiei prin ţesut. Setul de măsurători este transmis la
31
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
un calculator ce posedă un software de reconstrucţie. Algoritmul implementat de acest soft
realizează operaţiile necesare pentru reconstrucţia imaginii pe baza coeficienţilor de atenuare
măsuraţi în secţiunea determinată de planul de scanare al fasciculului de raze x.
Algoritmi de reconstrucţie
La baza softului de reconstrucţie a imaginii stă un algoritm matematic bazat pe una din
metodele enumerate în continuare:
1. S.B.(Simple Backprojection) – Fiecare direcţie pe care este transmisă radiaţia x prin
organism este împărţită în elemente spaţiale egale, iar fiecare element contribuie în mod egal
la atenuarea totală în lungul direcţiei de propagare a radiaţiei x. Prin însumarea atenuărilor
corespunzătoare fiecărui element după toate direcţiile razelor x care intersectează elementul
sub diferite unghiuri, se obţine o valoare finală a coeficientului de atenuare pentru fiecare
element. Când acest coeficient este combinat cu ceilalţi coeficienţi însumaţi ai tuturor
elementelor din secţiunea anatomică scanată, se obţine o imagine compusă a coeficienţilor
de atenuare. Deşi algoritmul de reconstrucţie S.B. este uşor de implementat, imaginile
produse sunt destul de neclare în ceea ce priveşte contururile unor regiuni din imagine.
2. F.B. (Filtered Backprojection) – Acest algoritm de reconstrucţie, denumit frecvent şi
metoda convoluţiei, foloseşte ecuaţii integrale unidimensionale pentru reconstrucţia
imaginilor bidimensionale. Metoda convoluţiei folosind ecuaţii integrale presupune şi
folosirea unei funcţii de filtrare care este combinată cu informaţia transmisă prin raze x, şi
are rolul de a înlătura efectul de neclaritate specific metodei S.B. Cea mai utilizată funcţie
de filtrare înlătură componentele de frecvenţă din spectrul de transmisie al radiaţiei x, care
sunt responsabile de apariţia neclarităţilor în imaginea compusă. Un avantaj al acestei
metode este faptul că imaginea poate fi reconstruită în timp ce informaţia transmisă de
radiaţia x este colectată. Metoda convoluţiei este cel mai utilizat algoritm de reconstrucţie
folosit în prezent în imagistica CT.
3. F.T. (Fourier Transform) – La această metodă, atenuarile razelor x pentru fiecare orientare a
fasciculului sunt separate in componente de frecvenţă cu diverse amplitudini. Pornind de la
aceste componente, imaginea este construită în domeniul frecvenţă, iar apoi este reconstruită
printr-o transformare Fourier inversă. Metodele FT de reconstrucţie sunt utilizate frecvent în
tehnicile imagistice cu rezonanţă magnetică şi sunt rar utilizate în tehnicile CT.
4. S.E. (Series Expansion) – La această tehnică de reconstrucţie, atenuarea razelor x pe o
singură direcţie este împărţită în elemente spaţiale egale, de-a lungul fiecărui fascicul.
32
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Aceste date sunt comparate cu date similare pentru diferite orientări unghiulare, diferenţele
de atenuare pentru două orientări sunt însumate corespunzător elementelor. Acest proces se
repetă pentru toate orientările unghiulare, cu un factor de descreştere al diferenţelor de
atenuare adunate, astfel încât să se asigure convergenţa datelor de reconstrucţie. La această
metodă toate atenuările razelor x trebuie să fie disponibile înainte de începerea
reconstrucţiei. Metodele SE (reconstrucţie iterativă) nu sunt utilizate în sistemele CT
comerciale deoarece procesul iterativ nu poate începe înainte ca toate datele de atenuare să
fie disponibile, în acest fel producându-se o întârziere procesul de reconstrucţie a imaginii.
Tipuri de mişcări de scanare – Scannere CT de generaţie 1-4
Prima generaţie de scannere CT (generaţia 1) foloseau un fascicul liniar de raze x şi o
combinaţie de mişcări de translaţie/rotaţie pentru a realiza măsurătorile de transmitere a radiaţiei
necesare reconstrucţiei imaginii (Figura 2 a.). Deşi această abordare oferă imagini satisfăcătoare ale
obiectelor staţionare, este necesar un timp relativ mare pentru acumularea datelor (4-5 min.) iar în
cazul apariţiei unor mişcări imaginea devine neclară. Odată cu introducerea scannerelor cu fascicul
radial de raze x, s-au putut realiza simultan măsurători multiple ale transmiterii razelor x prin
organismul scanat (Figura 2 b.). Geometria radială a fasciculului, împreună cu incrementarea cu
câteva grade pentru diferite orientări unghiulare (ex. Fascicul radial de 30o şi increment unghiular
de mişcare de 10o) reduce timpul de scanare la 20-60 sec. Geometria radială a fasciculului
îmbunătăţeşte, de asemenea, calitatea imaginii prin reducerea efectelor nedorite datorate mişcărilor.
Scannerele CT cu fascicul radial şi detectori de radiaţie multipli constituie generaţia a 2-a de
scannere CT.
Datorită timpului mare de achiziţie a datelor şi reconstrucţie a imaginii, prima şi a doua
generaţie de scannere CT erau folosite în principal la studii ale capului şi extremităţilor corpului
pentru care se puteau utiliza metode de imobilizare.
A treia şi a patra generaţie de scannere CT elimină mişcarea de translaţie specifică primelor
generaţii şi se bazează exclusiv pe mişcări de rotaţie ale tubului de raze x şi ale şirului de detectori
de radiaţie (generaţia 3, figura 2, c.), sau pe mişcarea de rotaţie a tubului de raze x în interiorul unui
şir circular static format din cel puţin 700 detectori de radiaţie (Figura 2, d.). Cu ajutorul acestor
scannere, timpii de acumularea a datelor de reconstrucţie sunt de ordinul unei secunde. Dezvoltarea
acestor tipuri de scannere, doar cu mişcări de scanare de rotaţie, a necesitat dezvoltarea unui
algoritm de reconstrucţie mai complex decât precedentele. Acest algoritm a fost pus la punct de
către specialiştii de la General Electric Medical Systems, la mijlocul anilor 1970.
33
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
Scanarea CT în mod spiral
În ultimii ani au fost urmărite câteva abordări pentru a mări viteza de scanare (micşora
timpul de expunere). Până recent, obţinerea unor secvenţe de scanare multiple pentru a produce
imagini continue, necesita oprirea tubului de raze x din mişcarea de rotaţie şi inversarea direcţiei
datorită restrictiilor impuse de lungimea cablurilor de înaltă tensiune. Pentru producerea de imagini
multislice se folosea o tehnică de acumulare succesivă de slice-uri. În acest fel, timpul total de
achiziţie a imaginii este mare datorită mişcărilor de poziţionare a mesei la locaţia următorului slice,
iar pacientul nu-şi putea reţine respiraţia între slice-uri.
Scanarea CT în mod spiral a fost introdusă în 1989 şi este folosită de aproape toate
scannerele de generaţie 3 şi 4. Pentru această abordare, timpul de achiziţie a imaginii este redus
semnificativ prin conectarea cablurilor de tensiune ale tubului printr-un contact alunecător montat
pe unitatea gantry rotativă. Cu această tehnologie, tubul de raze x se roteşte în timp ce masa pe care
este poziţionat pacientul de deplasează fără oprire. În acest fel, pacientul este deplasat continuu prin
gantry în timpul studiului, iar fasciculul de raze x descrie o traiectorie spirală în organism (Figura
3).
Figura 3 – Principiul de scanare în mod spiral.
Principalele avantaje ale tomografiei spirale includ: reducerea deplasărilor pacientului,
continuitatea datelor de-a lungul axei pacientului (absenţa golurilor între scanări) va îmbunătăţi
calitatea reconstrucţiei 3D.
Pentru tomografia convenţională (single-slice) se defineşte panta ca raportul dintre
deplasarea pacientului corespunzătoare unei rotaţii şi grasimea slice-ului. In tomografia multislice
panta este definită ca raportul dintre deplasarea pacientului corespunzătoare unei rotaţii şi lăţimea
fasciculului. O pantă redusă (deplasare mică a pacientului) oferă o rezoluţie spaţială îmbunătăţită
34
Tehnici si echipamente pentru Imagistică medicală
de-a lungul axei pacientului (axa z), dar implică doze mari de radiaţie la care este supus acesta şi
timp de reconstrucţie mare al imaginii. Pentru pantă mai mare decât 1, doza de radiaţie este redusă,
dar datele trebuie interpolate pentru a obţine rezoluţie corespunzătoare în lungul axei z.
O panta unitară oferă o spirală continuă, o pantă egală cu 2 produce o spirală extinsă iar o
panta de 0.5 produce o spirală suprapusă. Printre dezavantajele tomografiei spirale se află şi faptul
că sunt produse sute de imagini într-un singur studiu, rezultând astfel doze mari de radiaţie la care
este expus pacientul, precum şi o cantitate mare de informaţie ce trebuie prelucrată.
Avantajele tomografiei spirale faţă de tomografia convenţională (secţională) sunt
următoarele:
Achiziţie a imaginii mai rapidă;
Obţinerea mai rapidă a imaginii în cazul injectării substanţei de contrast;
Mai puţine artefacte datorate mişcării;
Rezoluţie mărită pe două axe;
Imagini 3D îmbunătăţite;
Artefacte parţiale de volum mai puţine.
35
CURS 6
Scannere CT ultrarapide
Alte metode pentru reducerea timpului de scanare au dus la abordări total diferite în ceea ce
priveste designul echipamentelor. La sfârşitul anilor 1970, un grup de specialişti de la Mayo Clinic
a propus o astfel de soluţie denumită: reconstructor spaţial dinamic (Dynamic Spatial Reconstructor
DSR). Acesta încorpora 28 de tuburi de raze x montate pe gantry pe un arc de cerc de 180 grade şi
28 de amplificatoare de imagine montate, de asemenea, pe gantry, pe semicercul opus. Întregul
ansamblu se rotea în jurul pacientului cu o viteză de 15 rpm, oferind 28 de imagini în 1/60 secunde.
Modelul funcţional al DSR a fost construit pentru cercetare, complexitatea tehnică şi costul prea
mare au împiedicat acest model să devină disponibil comercial. În prezent cercetările asupra acestui
model de scaner CT au fost întrerupte. Diagrama DSR este prezentată în Figura 4.
Figura 4 – Schema constructivă a scanerului DSR.
O altă abordare constructivă pentru scanări CT rapide a urmărit eliminarea completă a
mişcării mecanice a componentelor scanerului prin transformarea gantry-ului într-un emiţător
gigant de raze x, al cărui punct focal se deplasează asupra pacientului, comandat electronic. Acest
dispozitiv este denumit CT ultrarapid (Ultrafast CT - UFCT), cardiovascular CT (CVCT) sau cine-
CT. UFCT încorporeză în gantry o ţintă de tungsten de formă semicirculară, iar fasciculul de
electroni de scanare cu energia de 130 keV este deplasat de-a lungul ţintei semicirculare astfel încât
punctul focal se deplasează în jurul pacientului. Un şir semicircular de detectori înregistrează
radiaţia x transmisă prin pacient in aceeşi manieră ca şi în cazul scanerelor de generaţia a 4-a.
Datorită vitezei cu care fascicului de electroni poate fi deviat magnetic, o scanare poate fi realizată
în aproximativ 50 ms iar timpul între două scanări succesive este de aprox. 9 ms, astfel încât se pot
obţine 17 imagini pe secundă. Folosind 4 ţinte pentru emisia fasciculului de raze x şi 2 şiruri de
detectori, se pot obţine simultan 8 imagini (slice-uri) fără ca pacientul să fie deplasat.
UFTC mai este denumită şi scanare CT cu fascicul de electroni (Electron Beam Computed
Tomography EBCT). UFTC a fost dezvoltat la sfârşitul anilor 1970 de către D. Boyd şi echipa sa la
Universitatea California – San Francisco. Diagrama unui scaner UFTC este prezentată în Figura 5.
Figura 5 – Vedere longitudinală (a) şi transversală (b) a unui scaner UFTC.
Surse de raze x
La scannerele CT sunt folosite ambele variante de tuburi cu raze x, cu anod rotativ respectiv
staţionar. Multe dintre unităţile CT cu mişcări de translaţie/rotaţie au tub de raze x cu anod
stationar, cu un sistem de răcire cu ulei şi cu un punct focal (pată focală) cu dimensiunea de ordinul
2 x 16 mm. Limitările acestor tuburi de raze x necesită un timp de eşantionare de 5 ms pentru
fiecare determinare a transmiterii radiaţiei x. Acest timp de eşantionare împreună cu timpul necesar
pentru mişcările sursei şi detectorilor de radiaţie, limitează viteza cu care se acumulează datele de
scanare în cazul scanerelor ce utilizează mişcări de translaţie şi rotaţie.
La unităţile CT efectul de atenuare a fasciculului de raze x în partea dinspre anod este
compensat prin plasarea tubului astfel încât axa anod-catod să fie perpendiculară pe axa pacientului.
Scannerele CT necesită generatoare de raze x de înaltă frecvenţă, compacte care să poată fi plasate
in interiorul gantry-ului. La unele unităţi generatorul se deplasează împreună cu tubul propriu zis în
timp ce la altele generatorul este staţionar. Pentru a obţine un fascicul de raze x cât mai uniform, la
unităţile CT se untilizează un filtru special denumit „bow-tie filter”. Pentru scanarea multislice sunt
necesare cerinţe suplimentare referitoare la tubul de raze x, cum ar fi: capacitatea acestuia de a
asigura nivele de putere ridicate pe perioade mai îndelungate de timp.
Pentru a reduce timpul de eşantionare între măsurători la 2-3 ms, unităţile CT noi utilizează
tuburi de raze x al căror anod se roteşte cu viteze de 10000 rpm, adesea cu emisie pulsatorie pentru
a obţine puteri ridicate ale fascicului de raze x. Pentru a îndeplini cerinţele referitoare la viteza de
scanare CT, tuburile cu indici de căldură de peste 6 milioane unităţi de căldură (HU) au devenit
standard.
Colimatoare pentru fasciculul de raze x
După ce fasciculul de raze x traversează pacientul scanat, el este concentrat pentru a limita
măsurătorile de transmitere a radiaţiei la o grosime de câţiva milimetri a slice-ului. Această
concentrare are rolul şi de a reduce radiaţia nefocalizată la mai puţin de 1% din intensitatea
fasciculului iniţial. Înălţimea colimatorului determină grosimea slice-ului CT. Această mărime,
combinată cu aria unui element discret al imaginii (pixel), defineşte elementul de volum
tridimensional (voxel) din slice ce corespunde pixelului bidimensional din imaginea afişată pe ecran
(Figura 6). Mărimea voxelului are o influenţă majoră asupra rezoluţiei imaginii pentru majoritatea
unităţilor CT.
Figura 6 – Volumul tridimensional al tesutului (voxel), afişat sub forma unui element
bidimensional al imaginii CT (pixel).
Un voxel ce cuprinde un volum la graniţa dintre două structuri diferite de ţesut (de ex. ţesut
muscular şi ţesut osos), introduce un coeficient de atenuare al pixelului din imaginea afişată pe
ecran care are o valoare intermediară între valorile corespunzătoare celor două structuri. Astfel în
imagine este introdus un artifact de volum parţial. Acest artifact poate fi redus prin îngustarea
colimatorului pentru obtinerea unor slice-uri mai subţiri. Această soluţie va reduce, însă, cantitatea
de raze x incidente pe detector, rezultând semnale cu fluctuaţie mai mare şi imagini cu zgomot.
Detectoare de raze x
Pentru a reduce timpul de răspuns al detectorilor de radiaţie utilizat în CT, aceştia sunt
comandaţi prin curent. De asemenea rejecţia radiaţiei nefocalizate este realizată utilizând
colimatoare. Detectoarele de radiaţie folositi în scanarea CT pot fi de tip camere de ionizare
umplute cu gaz sau detectori SS (Solid State). Ambele tipuri de detectori au un tip redus de răspuns,
o eficienţă de detecţie ridicată şi stabilitate de operare. Detectorii tip SS pot include cristale cu
scintilaţie, materiale ceramice ce conţin oxizi rari, compuşi de bismut, cadmiu, tungsten etc.
Camerele de ionizare cu gaz conţin xenon presurizat la aprox. 25 atm. La orice tip de detector este
esentială stabilitatea răspunsului între două măsurători succesive, pentru obţinerea imaginilor fără
artefacte. In cazul unei configuraţii CT cu sursă şi detectori cu mişcare de rotaţie, instabilitatea
detectorilor introduce artefacte de formă circulară în imaginile obţinute.
Detectoarele cu xenon cu înaltă presiune oferă o eficienţă de detecţie de aproximativ 50%.
Eficienţa detecţiei în cazul detectoarelor tip SS utilizate în CT este de aproximativ 80%.
Sisteme de vizualizare
Valorile calculate de către algoritmii de reconstrucţie nu sunt valori exacte ale coeficienţilor
de atenuare, ci sunt valori întregi, denumite numere CT, având legătură cu coeficienţii de atenuare.
La majoritatea unităţilor CT, numerele CT au valori cuprinse între -1000 pentru aer şi +1000 pentru
os, iar valoarea numărului CT pentru apă este considerată 0. Relaţia dintre numărul CT şi
coeficientul μ de atenuare liniară a materialului este:
Numărul CT = 1000⋅ μ− μw
μw
(1)
unde μw este coeficientul de atenuare liniară al apei.
Numerele CT astfel normalizate oferă un interval (rezoluţie) de câteva numere CT pentru o
variaţie de 1% a coeficientului de atenuare.
Pe monitorul TV al sistemului de vizualizare, numerele CT sunt reprezentate sub formă de
scară de nivele de gri. Sistemul de vizualizare a imaginii impune cele mai apropiate valorile de gri
disponibile (proprii) în locul valorilor de gri corespunzătoare numerelor CT din zona de interes.
Controlul contrastului imaginii, în maniera descrisă mai sus, este esenţial în CT datorită faptului că
densitatea de electroni şi, deci, atenuarea fascicului de raze x este foarte asemănătoare pentru
majoritatea ţesuturilor din zona investigată. Similaritatea dintre densităţile de electroni
corespunzătoare diverselor tipuri de ţesut reiese din tabelul 1.
Tabelul 1 – Densităţi de electroni pentru diferite tipuri de ţesut
Ţesut Densitate de electroni (electroni/cm3) Densitate fizică (g/cm3)Apă 3,35 x 10-23 1,00Os 3,72 – 5,59 1,2 – 1,8Splină 3,52 1,06Ficat 3,51 1,05Inimă 3,46 1,04Muşchi 3,44 1,06Creier
Materie albă 3,42 1,03Materie cenuşie 3,43 1,04
Rinichi 3,42 1,05Pancreas 3,40 1,02Ţesut gras 3,07 0,92Plămân 0,87 0,25
În imagistica CT, numere CT mari corespund la imagine luminoasă iar numere CT mici la
imagini întunecate. Numerele CT mai sunt denumite şi unităţi Hounsfield.
Coeficienţii de atenuare liniară ai diferitelor tipuri de ţesut pentru scanare cu raze x cu
energia de 60 keV sunt prezentaţi în tabelul următor:
Tabelul 2
Ţesut M (cm-1)Os 0,528Sânge 0,208
Materie cenuşie 0,212Materie albă 0,213Apă 0,206Ţesut gras 0,185Aer 0,0004
Fenomenul de filtrare a radiaţiilor x de energie scăzută pe măsură ce acestea străbat
ţesuturile pacientului, duce la obţinerea unui fascicul de energie ceva mai mare în zona
corespunzătoare centrului pacientului. Acest efect duce la reducerea coeficienţilor de atenuare în
centrul imaginii comparativ cu periferia imaginii. Aşadar, centrul imaginii va conţine pixeli cu
densitate optică redusă. Acest fenomen este cunoscut sub denumirea de artefact de amplificarea a
fasciculului de raze x.
În Figura 7 sunt reprezentate aceleaşi date CT secţionale afişate pentru diferite “ferestre” de
setare a contrastului.
Figura 7 – Atenuarea fasciculului de raze x pentru 4 poziţii ale ferestrei de control a contrastului
Consola de comandă a scanerului CT conţine de regulă funcţii auxiliare pentru mărirea
imaginii, afişări cantitative şi statistice ale diferitelor date, date de identificare ale pacientului. Multe
scanere permit afişarea imaginilor în planurile anatomice prin combinarea datelor de reconstrucţie
pentru diferite slice-uri.
Doza de radiaţie la care este supus pacientul
Doza de radiaţie pe durata unei scanări CT este de obicei mai mare decât în cazul unei
imagini radiografice echivalente. O imagine CT a capului necesită o doză de 1-2 rad (radiation
absorbed dose), iar a abdomenului necesită 3-5 rad.
Obs.: Unităţi de măsură a dozei de radiaţii:
În SI – gray: 1 Gy= 1 J/kg
Tradiţional – rad: 1 rad= 10-2 J/kg
Aceste doze trebuie mărite semnificativ pentru îmbunătăţirea contrastului şi rezoluţiei spaţiale a
imaginilor CT. Relaţia dintre rezoluţia unei imagini şi doza de radiaţie corespunzătoare poate fi
aproximată astfel:
D=a⋅ s2
e3b (2)
unde D este doza de radiaţie la care este supus pacientul, s este raportul dintre semnalul util şi
zgomot, e este rezoluţia spaţială, b este grosimea slice-ului, iar a este o constantă. Din relaţia (2)
rezultă următoarele:
1. O îmbunătăţire dublă a raportului semnal/zgomot (numărul nivelelor de contrast) necesită o
majorare de 4 ori a dozei de radiaţie;
2. o îmbunătăţire dublă a rezoluţiei spaţiale necesită majorarea de 8 ori dozei de radiaţie;
3. o micşorare de 2 ori a grosimii slice-ului duce la o majorare de 2 ori a dozei de radiaţie.
În tomografia multislice doza de radiaţie la care este supus pacientul este descrisă prin
indicele dozei CT (CT dose index CTDI). Când distanţa pe care se deplasează pacientul între slice-
uri (incrementul de deplasare a mesei CT – couch increment CI) este egală cu grosimea slice-ului
(slice thickness ST), CTDI este egal cu media dozelor corespunzătoare tuturor slice-urilor (MSAD -
Multislice average dose). Când incrementul de deplasare este mai mic decât grosimea slice-ului,
MSAD este egal cu CTDI înmulţit cu raportul dintre grosimea slice-ului şi incrementul de
deplasare,
MSAD=CTDI⋅[ STCI ] (3)
Doza de radiaţie este semnificativ mai redusă în afara spaţiului corespunzător slice-ului. La
o distanţă axială de 10 cm în exteriorul slice-ului doza este egală cu 1% din doza de radiaţie din
interiorul slice-ului.
În cazul tehnicilor radiografice, doza de radiaţii este mai mare în regiunea de intrarea a
acestora în regiunea scanată a pacientului. În tomografia computerizată, doza de radiaţii este relativ
uniformă de-a lungul secţiunii scanate datorită faptului că fasciculul de raze x se roteşte în jurul
pacientului pe durata expunerii.
Controlul calităţii imaginilor
Pentru obţinerea imaginilor, unităţile CT încorporează multe componente electronice şi
prelucrează o cantitate mare de date. O consecinţă a separării operaţiilor de achiziţie de date şi de
afişare a imaginii este dificultatea de observare şi investigare a problemelor sistemului imagistic,
doar prin analizarea imaginii. Într-un astfel de sistem complex, calitatea imaginii poate fi asigurată
doar prin monitorizarea componentelor sistemului şi testarea performanţelor acestuia folosind
unităţi “fantomă”. Aceste măsurători trebuie corelate cu determinarea dozei de radiaţii pentru a se
asigura condiţiile de contrast, rezoluţie spaţială, zgomot al imaginii şi doze de radiaţii acceptabile.
Măsurătorile tipice referitoare la performanţa sistemului CT sunt prezentate în Tabelul 3, iar
un exemplu de control al calităţii cu unitate fantomă este dat în Figura 8.
Tabelul 3 – Măsurători uzuale de control al calităţii în CT
Determinarea FrecvenţaNumărul CT
Verificare Acurateţe LunarVerificare Consistenţă Zilnic
ZgomotVerificare Acurateţe De 2 ori pe anVerificare Consistenţă Zilnic
Rezoluţie LunarDoza radiaţii De 2 ori pe an
Figura 8 – Imagine CT a unei fantome pentru controlul calităţii. Calitatea imaginii este evaluată
prin analiza regiunilor de interes şi prin inspecţie vizuală. Deviaţia medie şi standard a valorilor
pixelilor în regiunea 1 indică necesitatea unei calibrări a numărului CT, compararea regiunilor 2
şi 1 oferă informaţii despre contrast. Texturile din stânga şi dreapta imaginii indică grosimea şi
alinierea slice-urilor. Cercurile mici negre, plasate liniar (nr. CT mic) sunt o indicaţie a valorilor
de contrast (rezoluţia contrastului).
Indicatorii fundamentali de performanţă ai sistemului sunt: numărul CT, rezoluţia, zgomotul
şi doza de radiaţie. Acurateţea numărului CT este determinată prin scanarea unei fantome plină cu
apă cel puţin o dată pe lună. Numărul CT al apei trebuie să fie 0 pentru o zonă cu diametrul de 20
cm a fantomei, cu variaţie mai mică de 1 număr CT. Deviaţia de la valoarea normală, 0 pentru apă,
este ajustată prin aplicarea unui factor de corecţie pentru valoarea pixelului. Consistenţa acestei
valori se verifică zilnic.
O verificare globală a performanţei sistemului este realizată prin măsurători bianuale ale
zgomotului imaginii CT, definit ca deviaţie standard a numerelor CT în regiunea de interes.
Constanţa performanţei este verificată prin evaluarea zilnică a deviaţiei standard pentru o fantomă
cu apă. Rezoluţia este măsurată prin scanarea fantomelor o dată pe lună. O importanţă ridicată o are
rezoluţia valorilor de contrast redus care este un indicator al modificărilor performanţei şi afectează
zgomotul. Doza de radiaţie se evaluează de două ori pe an. Aceste determinări utilizează camere
speciale de ionizare ce permit calcularea dozei pentru diferite condiţii de expunere (lăţimea
fasciculului, grosime variabilă a slice-ului). Valorile obţinute trebuie să nu depăşească cu mai mult
de 20% specificaţiile producătorului.
Graficul numărului CT în funcţie de valoarea μ trebuie să fie o linie dreaptă ce trece prin 0
(pentru apă). Acestă caracteristică, cunoscută ca liniaritate a numărului CT, este esenţială pentru
tomografia computerizată cantitativă.
Ca parte a controlului calităţii, trebuie măsurată o varietate de factori fizici şi mecanici cum
ar fi poziţionarea pacientului pe masa de scanare. De asemenea sunt verificate şi performanţele
sistemelor de stocare şi vizualizare pentru verificarea distorsiunilor, luminozităţii, contrastului, etc.
Trebuie analizată separat şi acurateţea funcţiilor de analiză a imaginii: măsurători ale distanţelor,
densităţii ţesuturilor s.a.
Concluzii
Tehnicile CT oferă imagini ale unor secţiuni transversale, sagitale, coronale, cu nivele de
contrast ridicate;
Imagistica CT utilizează tehnici de reconstrucţie a imaginilor pe baza măsurării transmiterii
radiaţiei x prin organism;
Există o diversitate de algoritmi matematici pentru reconstrucţia imaginilor obţinute cu raze
x ;
Controlul calităţii şi limitarea dozei de radiaţii sunt esenţiale în imagistica CT.