tehnici si echipamente pentru imagistica medicala

45
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

Upload: apetrei-violeta-roxana

Post on 29-Oct-2015

100 views

Category:

Documents


6 download

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.