2CADAVID 32.ro



6. IMAGISTICĂ MEDICALĂ

Obţinerea unor imagini din interiorul corpului omenesc prezintă mare în domeniul biomedical, atât la diagnosticare, la protezare, la urmărirea unui tratament, cât şi la pregătirea şi în timpul unor intervenţii chirurgicale. Obţinerea de imagini cu diferenţele structurale din interiorul corpului se poate face ca şi în cazul general ale măsurărilor nedestructive, atât prin metode pasive, cât şi prin metode active, doar că de această dataă apar anumite limitări sau dificultăţi, mai ales, în vederea protejării pacientului.

Ca şi metodă de măsurare pasivă, se poate menţiona radiometria sau termografia (§X. Temp), care constă în obţinerea de imagini cu distribuţia temperaturii corpurilor prin receptarea şi prelucrarea radiaţie electromagnetice generate de acestea în domeniul microundelor sau în domeniul optic.

Spre deosebire de metodele pasive, unde doar se recepţionează şi se prelucrează semnalele generate de corpul de interes, la metodele active, imaginile din interiorul corpului sunt obţinute prin iluminarea corpului de interes cu o undă sonoră, cu o undă electromagnetică (câmp electric, câmp magnetic, radiaţie optică, radiaţie ionizantă - raze X) şi apoi, prin studiul reflexiei, absorbţiei, difracţiei suferinte de acea undă sau stimul, se determină diferenţele structurale din interiorul corpului, reconstruindu-se astfel imagini din interiorul corpului.

Imaginile pot fi bidimensionale sau tridimensionale (de exemplu, holograme), iar dintre investigaţiile realizate la obţinerea imaginilor se pot aminti radiografia, ecografia, tomografia, holografia.

Începutul imagisticii medicale poate fi considerat odată cu descoperirea razelor X in anul 1885, de către Roentgen.

6.1. ECOGRAFIA

Dintre tehnicile de obţinere a imaginilor unor structuri interne, cele bazate pe utilizarea ultrasunetelor au o serie de avantaje şi anume:

• pot fi considerate ca neinvazie (gradul de invazivitate este foarte redus);

• permit investigaţii în timp real cu toate posibilităţile datorate acestui fapt;

• traductorul este de dimensiuni mici, permiţând selectarea de către operator a zonei de interes;

• ultasunetele asigură securitatea pacientului şi a personalului operator, în limta unei intensităţi acustice mai mici de 100 mW/cm2.

În ceea ce priveşte zonele investigate cu ultrasunete pot fi amitite structurile cardiace, sistemul vascular, fătul, organele abdominale (ficatul, rinichii, vezica biliară), ochii.

În schimb, din cauza pungilor de aer care reflectă puternic ultrasunetele, aceste nu pot pătrude si deci au limitari la investigarea plămânului şi intestinului. Pe de altă parte oasele atenuează foarte mult ultrasunetele, facând dificilă explorarea creierului.

6.1.1. UTILIZAREA SUNETELOR/ULTRASUNETELOR ÎN MEDICINĂ

Sunetul este un fenomen de natură oscilantă, care este creat şi se propagă prin şocuri elastice înt-un mediu (lichid, solid, gaz)

În funcţie de frecvenţa acestor oscilaţii se pot considera:

• Infrasunetele, ca fiind unde sonore având componente de frevenţă sub 16 Hz.

• Sunetele audio, având componente de frecvenţă în domeniul 16 Hz ÷ 20 kHz. Trebuie menţionat că în acest domeniu de frecvenţă omul percepe (aude) sunetele. Acest interval de frecvenţă, uneori extins este denumit domeniul de audiofrecvenţă chiar şi în cazul semnalelor electrice, extinzându-se astfel denumirea de „audiofrecvenţă” de la oscilaţii acustice (energie mecanică) şi la oscilaţii în cadrul energie electrice şi/sau magnetice.

• Ultrasunetele, care sunt unde sonore având componente de frecvenţă mai mari de 20 kHz (20 kHz ÷ 1014 Hz).

Infrasunete şi sunetele audio sunt generate în mod natural, fiind produse de diverse fenomene geofizice (furtuni, vânturi, cutremure), de către om (vocea umană, zgomote cadiace datorate curgerii sângelui prin inimă şi vase), cât şi în mod artficial prin intermediul unor dispozitive realizate special în acest scop de către oameni („man made”).

Infrasunetele şi sunetele audio sunt percepute sub diverse forme de către om având atât efecte favorabile, fiind utilizate în diagnosticare şi terapie, cât şi efecte nefavorabile, cum ar fi senzaţii de vomă, spasme, probleme cardiace, oboseală.

Mai mult chiar unele sunete audio cum ar fi zgomotele acustice produc dezordine în reflexe, modificări respiratorii, chiar senzaţii de durere la nivelul urechii. Se pot aminti în acest sens zgomotele generate de avioanele din preajmă, sau în general zgomotele peste nivelul permis, de 70 dB.

În schimb muzica este utilizată în diverse forme de terapie sau ca metodă de calmare a durerii în stomatologie, etc.

Referitor la utilizarea undelor acustice în diagnosticare se pot aminti două procedee, anume auscultaţia şi percuţia.

Auscultaţia constă în detectarea de pe piele a undelor acustice produse de diverse organe.

Percuţia este folosită în delimitarea topografică a organelor, sau în diagnosticarea unor modificări patologice şi constă în detectarea vibraţiilor acustice produse prin lovirea anumitor arii la suprafaţa corpului.

Ultrasunetele, generate şi controlate în mod artificial cu ajutor unor anumite dispozitive, sunt utilizate în domeniul medical în terapie, în protezare, în diagnosticare şi în curăţirea sau sterilizarea echipamentelor medicale.

În terapie ultasunetele sunt utilizate în:

• inflamările şi îmbolnăvirile muşchilor, oaselor (artroze), pielii (panariţiu);

• tratament pe sistemul nervos (nevralgii, herpes);

• distrugerea calculilor renali, decalcifierea vaselor de sânge;

• în stomatologie.

Referitor la protezare, ultrasunetele sunt larg utilizate la protezele pentru nevăzători, aceste dispozitive bazându-se pe reflexia ultrasunetelor de către obstacole.

În ceea ce priveşte diagnosticarea se pot menţiona:

• utilizarea ultrasunetelor la obţinerea unor imagini din interiorul corpului prin procedee precum ecografia şi tomografia cu ultrasunete;

• utilizarea ultrasunetelor la măsurarea debitului sanguin cu ajutorulndebitmetrelor cu ultrasunete.

În ţesuturi şi organe, fascicolul ultrasonor suferă reflexie, refracţie, absorbţie, difracţie şi este utilizat pentru obţinerea de imagini ultrasonore. Aceste imaginii sunt reprezentări topografice, în general bidimensionale fie ale atenuării ultrasunetelor (vizualizări prin transmise), fie ale reflectării ultrasunetelor, (vizualizări prin reflexie - ecografie).

În ceea ce priveşte debitmetrele cu ultrasunete acestea se bazează pe:

• modificarea vitezei de propagare a ultrasunetelor în lichide, datorită vitezei de deplasare a fluidului, situaţie în care se determinarea diferenţei timpilor de tranzit;

• modificarea frecvenţei ultrasunetelor la recepţie faţă de frecvenţa la emisie, datorită mişcării emiţătorului şi sau receptorului (efectul Doppler) § X. debit.

6.1.2. PRINCIPIUL ECOGRAFIEI

Ecografia este tehnica de obţinere a imaginilor (acustice) prin detecţia ecoului produs de ţesuturi la un impuls de unde ultrasonice transmise în salve de un traductor fixat sau mobil pe piele [Gligor 1988].

În Fig.6.1, se arată două pulsuri (salve) emise şi un singur puls receptat (ecoul, doar de la o singură interfaţă), unde:

• ( este durata unei salve;

• T este perioada de emisie a salvelor;

• fus este frecvenţa ultrasunetelor;

• tr este durata între emisia şi recepţia pulsului, anume timpul dus întors a salvei, de la traductor până la interfaţă şi de la interfaţă înapoi la traductor;

• tzu este durata zonei umbrite, care este o mică zonă de la suprafaţa interfeţei traductor de ultrasunete-piele.

[pic]

Fig. 6.1. Forma semnalului (salve de unde ultrasonore)

Banda de frecvenţă în care se lucrează in ecografie este 0,1 ÷ 15 MHz, aceasta deoarece:

• Obiectele cu dimensiuni, d, mult mai mici decât lungimea de undă, (, ([pic]) provoacă dispersie de tip Rayleigh, deci nu pot fi vizualizate.

• Obiectele cu dimensiuni mult mai mari ca lungimea de undă ([pic]) se comportă ca reflectori deci pot fi vizualizate.

La alegerea frecvenţei ultrasunetelor se ţine cont şi de obţinerea unei rezoluţii trasnversale şi a unei rezoluţii longitudinale cât mai bune.

Rezoluţia transversală este capacitatea de a discerne sau separa obiecte apropiate unele de altele, ce sunt situate în plan perpendicular la axa fascicolului acustic.

Rezoluţia longitudinală este capacitatea de a discerne sau separa obiecte apropiate unul de altul situate pe axa fascicolului.

Astfel, pentru o bună rezoluţie transversală trebuie ca [pic] să fie cât mai mic, ceea ce înseamnă o frecvenţă a fascicolului ultrasonor, fus, cât mai mare.

Dacă se consideră viteza de propagare a ultrasunetelor în ţesut [pic], pentru a vizualiza obiecte cu [pic], condiţia [pic] implică:

[pic] (6.1)

Deci pentru a vizualiza obiecte de dimensiunea [pic] trebuie ca [pic].

Pentru a putea vizualiza straturi subţiri, adică pentru a avea o bună rezoluţie longitudinală sau axială trebuie ca durata impulsului ( să fie mică. De asemenea, pentru a nu avea zonă umbrită mare trebuie ca [pic]să fie mic.

Dar, pentru ca puterea în impuls să nu fie foarte mare, ( ar trebui să cuprindă cât mai multe sinusoide, de exemplu [pic], unde [pic]este perioada fascicolului ultrasonor. Astfel pentru a obţine un timp [pic]mic trebuie ca perioada ultrasunetelor, [pic], să fie mică, rezulând astfel o frecvenţă a ultrasunetelor, [pic], cât mai mare.

Totuşi frecvenţa semnalului ultrasonor nu poate fi oricât de mare, deoarece odată cu creşterea frecvenţei creşte atenuarea ultrasunetelor în ţesut, a.

[pic] (6.2)

Atenuarea ultrasunetelor în ţesuturi creşte atât cu frecvenţa cât şi cu distanţa în ţesut.

Deci la utilizarea unor frecvenţe mari scade adâncimea de pătrundere, ceea ce face dificilă vizualizarea în profunzime.

Ţinând cont de cele două cerinţe contradictorii, frecvenţe mari ale semnalului ultrasonor cerute de obţinerea unor rezoluţii bune şi frecvenţe mici ale acestuia, cerute de reducerea atenurii în ţesuturi se fac anumite compromisuri, de exemplu:

• Pentru explorări abdominale, care sunt de profunzime, se alege frecvenţa semnalului ultrasonor de ordinul,[pic].

• Pentru structuri de dimensiuni mici cum ar fi tiroda sau ochii, dar care sunt situate la suprafaţă se utilizează frecvenţe mai mari, [pic].

Recepţionarea ecoul obţinut de la o salvă (de durată () înainte de a se emite următoarea salvă (salva 2 în Fig. 6.1) necesită ca timpul dus – întors al fascicolului, anume durata de la emisia până la recepţia ecoului, tr să îndeplinească condiţia:

[pic] (6.3)

de unde rezultă o perioada a salvelor, T, mare.

Dar, perioada, T, trebuie sa fie mai mică decât remanenţa ecranului de afişare pentru:

• a obţine o imagine stabilă pe ecranul unui tub catodic;

• urmărirea evoluţiei în timp a unor deplasări de organe ori ţesuturi.

O interfaţă între două medii cu impedanţe acustice diferite Z1 şi Z2 va da naştere la un ecou care va fi recepţionat după timpul [pic],

unde:

• D este distanţa până la interfaţă;

• cus,med este viteza de deplasare a ultrasunetelor în mediul 1 de impedanţă acustică Z1.

Prin analogie cu mărimile electrice se consideră şi în domeniul sunetelor impedanţa acustică, Z, care de această dată este exprimată în ryali:

[pic] (6.4)

unde ( este densitatea ţesutului, exprimată în [pic], iar [pic]este viteza de propagare a ultrasunetelor în ţesut, exprimată în [pic].

Pentru ţesuturi omogene [pic], unde E este modulul de elasticitate, rezultând astfel că impedanţa acustică poate fi scrisă şi sub forma:

[pic] (6.5)

Coeficienţii de reflexie acustică (Rp, sau RI) la interfaţa dintre două medii omogene cu impedanţele acustice Z1 şi Z2, sunt daţi de raportul presiunilor acustice (pr – presiune reflectată şi pi – presiune incidentă) respectiv de raportul intensităţilor acustice (Ir – intensitate reflectată şi Ii – intensitate incidentă).

Intensitatea acustică este puterea pe unitatea de arie şi în cazul ecografiei ea poate fi de maximum 0,1 W/cm2 (uneori chiar 0,5 W/cm2), pentru a nu produce modificări ale celulelor.

Astfel valorile celor doi coeficienţi de reflexie sunt:

[pic] (6.6)

[pic] (6.7)

Dacă unda incidentă este normală la interfaţă celor două medii cu impedanţe acustice diferite (Z1 şi Z2), atunci coeficienţii de reflexie sunt:

[pic] (6.8)

[pic] (6.9)

In Fig. 6.2 se consideră trei interfeţe, corespunzătoare a patru tipuri de ţesuturi, anume dermă, ţesut adipos, ţesut muscular şi în final os, deoarece atenuarea ultrasunetelor mai departe prin os este foarte mare.

[pic]

Fig. 6.2. Ecourile la interfeţe pentru câteva tipuri de ţesuturi

Dacă se neglijează atenuarea ultrasunetelor în ţesuturi atunci se va obţine următoarele ecouri, cu coeficienţii de reflexie acustică:

[pic] ( [pic] (6.10)

[pic] ( [pic] (6.11)

S-a considerat că [pic]

[pic] ( [pic] (6.12)

Se observă că amplitudinea ecoului este proporţională la coeficientul de reflexie, iar acest mod de vizualizare este specific ecografiei de tip A.

În condiţii reale, ultrasunetele suferă atenuări în ţesuturi şi deci ecoul cu cât este generat mai din profunzime cu atâta va fi mai atenuat când este receptat la suprafaţa corpului.

Totuşi se poate compensa atenuarea prin utilizarea unei amplificări variabile în timp. Câştigul sau amplificarea etajelor de recepţie trebuie să crească liniar în timp, astfel că ecourile ce sosesc mai târziu, adică sunt la distanţe mai mari, vor fi amplificate mai mult.

Viteza de propagare diferă de la un mediu la altul, astfel că, în realitate

[pic]; [pic]; [pic] (6.13)

unde aşa cum se observă din Fig.6.2.

• t1 este timpul dus întors prin mediul 1;

• cs1 este viteza ultrasunetelor prin mediul 1;

• d1 este distanţa parcursă de ultrasunete prin mediul 1 (grosimea acestui mediu);

• t2, cs2, d2 sunt aceiaşi parametri pentru mediul 2 şi aşa mai departe.

Deorece viteza de propagare a ultrasunetelor diferă de la un ţesut la altul, timpii nu sunt chiar proporţionali cu distanţele, iar în cazul obţinerii de imagini acestea vor fi deformate, dacă nu se ţine cont de diferenţele dintre vitezele de propagare ale ultrasunetelor prin diferite ţesuturi.

De aceea abaterile de proporţionalitate între timpii după care se recepţionează ecoul şi distanţele în ţesut, datorate faptului că [pic] se corecerază.

6.1.3. CALCULUL ATENUĂRII ULTRASUNETELOR ÎN ŢESUTURI

În condiţii reale atenuările produse de ţesuturi sunt mari, de aceea şi puterea recepţionată este mult mai mică.

Când mediul este dispersiv o parte din energia undelor acustice se transformă în energie termică şi este absorbită treptat de către mediu, astfel intensitatea acustică scade odată cu pătrunderea undelor în mediu.

Plecând de la Fig.6.3 se va detemina atenuarea intensităţii acustice în mediul pe care il traversează.

[pic]

Fig. 6.3. Atenuarea semnalului ultrasonor la traversarea unui mediu

Fie:

• [pic]- intensitatea acustică la suprafaţa corpului, [pic];

• [pic]- intensitatea acustică după parcurgerea unei distanţei [pic], până la un punct în interiorul mediului;

• [pic]- intensitatea acustică la [pic], adică după traversarea mediului considerat ce are grosime, d;

• [pic]- scăderea intensităţii[pic] la parcurgerea distanţei [pic].

Dacă se consideră că intensitatea acustică scade proporţional cu coeficientul de absorbţie al ultrasunetelor în ţesut, [pic], atunci:

[pic] (6.14)

ceea ce înseamnă:

[pic]

Prin integrarea cu limitele specifice lui I (de la I0 pentru x=0 la I pentru x=d) şi valorile corespunzătoare ale lui x (x=0, respective x=d), rezultă:

[pic] (6.15)

[pic]

[pic] (6.16)

[pic] (6.17)

Dacă se consideră că [pic] nu depinde de distanţa x, deci este constant în tot mediul, atunci:

[pic] (6.18)

În mod obişnuit[pic] poate depinde de frecvenţă şi de natura mediului absorbant.

6.1.4. TRADUCTORUL ŞI INTERFAŢA CU ŢESUTUL

Impulsul ultrasonic este emis şi recepţionat de traductoarele piezoelectrice.

Traductorul piezoelectric poate fi o ceramică policristalină care converteşte energia electrică în energie acustică – la emisie , respectiv converteşte energia acustică în energie electrică - la recepţie, de exemplu prin efectul pizoelectric direct, respectiv invers [Gligor 1988]..

Traductoarele piezoelectrice utilizate în ecografie trebuie să îndeplinească câteva cerinţe:

• să asigure imagini ultrasonice de calitate;

• să aibă dimensiuni mici;

• să asigure securitatea pacientului şi operatorului.

Aşa cum se observă din Fig.6.4, traductorul piezoelectric propriuzis poate fi o ceramică piezoelectrică cu formă de disc metalizată pe ambele feţe având grosimea g=(/2.

În faţa ceramicii piezoelectrice, anume în zona interfeţei traductor- piele (corp) se adaugă un strat de adaptare, care asigură o transmisie bună a ultrasunetelor spre corp, prin adaptarea impedanţei acustice a traductorului cu cea a ţesutului (pielea corpului).

[pic]

Fig. 6.4. Traductor de ultrasunete

Pe partea cealaltă a traductorului propriuzis este stratul de atenuare spate care atenuează ultrasunetele din punct de vedere mecanic, ceea ce conduce la lărgirea benzii de frecvenţă a semnalului şi absorbţia oscilaţiilor transmise spre spatele discului, având următoarele efecte:

• scurtarea duratei impulsului, (, a semnalului ultrasonor emis, ceea ce constituie un avantaj în sensul că se îmbunătăţeşte rezoluţia axială;

• randament la recepţie, când se face conversia energiei acustice în energie electrică, scăzut, ceea ce constituie un dezavantaj.

Propagarea undelor ultrasonore de la traductor în corpul uman depinde de discontinuităţile de mediu întâlnite, astfel încât în punctele de discontinuitate au loc reflexii:

• utile, atunci când vin din ţesuturi şi folosite la obţinerea imaginilor;

• nedorite la interfaţa traductor – corp, unde există o reflexie mare datorită diferenţei mari de impendanţe acustice.

La interfaţa traductor-corp uman, intensitatea ultrasonoră transmisă fără adaptare este de 4%.

Aşa cum s-a menţiont, pentru a creşte transmisia, la interfaţa traductor - corp se utilizează un strat de adaptare (transformator mecanic) de grosime [pic] , unde k =1, 3; 5, 7…

Impedanţa stratului de adaptare se calculează cu relaţia:

[pic] (6.19)

Dacă se consideră că impedanţa ţesutului este Zţesut=1,5(106 ryali, iar impedanţa traductorului (materialului piezoelectric) este ZTraductor=33(106 ryali, atunci rezultă conform (6.19) că Zstrat de adaptare=7(106 ryali

Cu acest strat de adaptare puterea transmisă creşte la 27% ceea ce determină o îmbunătăţirea la recepţia ecoului (nivel mai mare).

Aerul are impedanţa acustică [pic], adică mult mai mică faţă de ţesuturi.

Din acest motiv, pentru creşterea transmisiei la interfaţă, pernele de aer trebuie să fie înlocuite, de obicei, cu un gel, vaselină, silicon, sau chiar cu un strat de adaptare, aşa cum se arată în Fig. 6.5.

[pic][pic][pic]

Fig. 6.5. Eliminarea reflexiilor la interfaţa-traductor corp, conul de umbră

Tot în Fig.6.5 se arată şi conul de umbră, datorat blocării recepţie pentru o durată de timp scurtă imediat după emisia salvei (durata zonei umbrite, tzu, din Fig.6.1), pentru a nu fi vizualizate ecourile din preajma interfeţei, deoarece acestea nu prezintă interes, spre deosebire de cele din interiorul corpului.

Performanţele traductorului şi deci calitatea imaginii sunt determinate şi de forma fascicolului emis, adică de focalizare, care poate fi făcută cu:

• lentile mecanice;

• electronic, cu timpi de întârziere.

Pentru ajustarea formei fascicolului se folosesc lentile mecanice (acustice), care focalizează fascicolul radiat, obţinându-se un fascicul mai îngust, materialul lentilelor poate să îndeplinească şi funcţia de adaptare a impedanţei.

Focalizarea electronică se face la traductoare multielement şi constă în comanda elementelor în mod convenabil cu ajutorul unor linii de întârziere.

Efectul obţinut prin întârzierea este acelaşi cu cel în cazul în care traductoarele ar fi plasate pe frontul de undă generat de punctul util, aşa cum se arată în Fig. 6.6.

[pic]

Fig. 6.6. Focalizare electronică

Prin intermediul liniilor de întârziere se face focalizarea. În Fig. 6.6 se sugerează focalizarea punctului P, iar modificând timpii de întârziere se obţine focalizarea unui alt punct din zona considerată.

Traductoarele multielement, de exemplu cu 400 elemente pe aproximativ 150 mm, permit obţinerea unor imagini ultrasonice bidimensionale prin excitarea secvenţială a elementelor ceea ce constituie baleierea, iar focalizarea se face prin excitarea simultană a unui mic grup de elemente (până la 8).

Uneori după o direcţie se poate face focalizare cu lentile mecanice, iar după cealaltă direcţie se face focalizare electronică.

6.1.5. MODURI DE REPREZENTARE A IMAGINILOR

Imagini ale interiorului corpului uman se formează pornind de la ecourile provenite de la structurile interne „iradiante/iluminate” de către fascicolul ultrasonic.

Se consideră că ultrasunetele se propagă liniar, iar viteza de propagare în ţesuturi este considerată cu bună aproximaţie de 1500 m/s.

Există mai multe moduri de reprezentare a imaginii, distingându-se diferite moduri sau tipuri ecografice:

• modul A, „Amplitude” - Amplitudine;

• modul TM, „Time Motion”- Timp-Mişcare - ;

• modul B, „Brightness” – Luminozitate/Strălucire;

• modul C.

Sistemul de reprezentare tip A („Amplitude” – Amplitudine)

La acest sistem sau mod ecografic deflexia pe verticală a afişajului reprezintă amplitudinea ecoului, iar deflexia pe orizontală reprezintă timpul (adâncimea în ţesut), aşa cum se arată în Fig.6.7.

[pic]

Fig. 6.7. Sistem ecografic A (amplitudine)

Un traductor de ultrasunete monoelement sau multielement emite un fascicul ultrasonic cu poziţie fixă în spaţii, care se propagă în ţesut, fiind reflectat la fiecare interfaţă cu două impedanţe acustice diferite.

Ecoul este receptat de acelaşi traductor de ultrasunete, de această dată receptor (efectul piezoelectric invers) şi convertit în semnal electric, după care este amplificat de un ampificator de radiofrecvenţă (RF), care are câştigul crescător în timp pentru a compensa atenuarea ultrasunetelor în ţesuturi.

Semnalul astfel prelucrat este demodulat, amplificat şi aplicat pe plăcile Y ale unui sistem de afişare.

Pe placile X se aplică o bază de timp, aşa încât timpul de receptare a ecoului dă informaţii despre distanţa până la o interfaţă cu impedanţe acustice diferite sau despre dimensiunea diferitelor ţesuturi/structuri.

Sistemul ecografic tip A (amplitudine) este utilizat încă din 1954 în:

• encefalografie la localizarea structurilor anormale faţă de linia mediană, la detectarea presiunilor intracraniene ridicate, când excursia maximă a amplitudinii ecoului este mult diminuată;

• oftamologie, pentru detectarea de obiecte străine, leziuni, desprinderi de retină, tumori, tulburări ale cristalinului;

• cardiologie;

• în alte tipuri de reprezentare ca mijloc de determinare a diferenţelor de amplitudini între ecouri.

Imaginea pe ecran este stabilă prin repetarea impulsului ultrasonar emis permiţându-se obţinerea unui document, fotografie, etc.

Sistemul de reprezentare TM (Timp Mişcare -„Time - Motion” )

Acest sistem ecografic poate să evidenţieze mişcarea unor părţi sau organe din interiorul corpului, aşa cum se arată în Fig. 6.8.

[pic]

Fig. 6.8. Sistem ecografic TM (timp mişcare – „time motion”)

Spre deosebire de modul de reprezentare tip A, unde momentul recepţionării ecourilor se marchează prin derivaţii ale spotului pe direcţia Y, în funcţie de amplitudinea ecoului, de această dată, prin conectarea semnaluliui receptat la axa Z-luminozitate, poziţia suprafeţelor de discontinuitate se face prin modificarea instantanee a strălucirii spotului pe ecran.

Se scoate semnalul ecou de la deflexia pe verticală Y, aşa cum este la vizualizarea tip A şi se aplică amplificatorului care controlează intensitatea spotului şi anume axa Z de luminozitate a unui osciloscp catodic. Deoarece numai semnalului ecou face spotul vizibil pe ecran, de această dată se obţine pe orizontală, pentru interfeţe fixe, puncte fixe luminoase, iar pentru interfeţe mobile, puncte mobile.

În Fig. 6.8 s-au considerat mai întâi două situaţii:

• imaginea cu părţi fixe, unde sunt patru puncte colorate maro, deoarece toate cele patru interfeţe au fost considerate fixe;

• imaginea în care doar punctul P1 este mobil şi determină o linie pe distanţa de mişcare, colorată cu verde, iar celelalte trei interfeţe rămânâd fixe apar ca şi în imaginea precedetă reprezentate prin trei puncte colorate maro.

Dacă în plus, pe plăcile verticale se aplică o bază de timp lentă se poate urmări, în timp real, mişcarea punctului mobil, P1, aşa cum se arată pe afişajul catodic cu axele X, Y şi Z din Fig. 6.8.

Generatorul de fereastră blochează ecourile din afara ferestrei de interes, având rolul unei lupe şi permiţând vizualizarea doar a mişcării punctului mobil.

Iniţial dispozitivul de afişare putea fi un tub catodic cu remanenţă mare, cu memorie analogică, cu memorie digitală, iar imaginea document se obţine prin filmare sau stocare pe disc.

Dintre aplicaţiile acestui tip ecografic se pot menţiona cardiologia şi sistemul circulator. Astfel prin ecocardiografie se vizualizează mişcarea valvei mitrale şi mai discret pulsaţiile pereţilor inimii, putându-se determina viteza de închidere/deschidere a valvei mitrale din pantele curbelor vizualizate.

Sistemul de reprezentare tip B („Brightness” – Luminozitate/Stălucire)

Sistemul ecografic tip B permite reprezentarea bidimensională a diferenţelor stucturale din organism la un anumit nivel, permiţând astfel obţinerea de imagini 2D (imagini plane).

Punctele care dau reflexii (ecouri) la interfeţele cu impedanţe acustice diferite sunt marcate prin modularea intensităţii spotului („Brightness” – luminozitate), aşa cum se arată în Fig. 6.9.

[pic]

Fig. 6.9. Sistem ecografic B („Brightness” – luminozitate)

Spre deosebire de primele două tipuri, de această dată se vizualizează o imagine din interiorul corpului, utilizând un sistem de detecţie poziţie x şi y (imagini bidimesionale) şi un sitem de baleiere (scanare) ca în televiziune sau în alte sisteme de afişare.

Scanarea sau baleierea se face cu un traductorul de ultrasunete ce este deplasat manual de către operator sau în mod automat, utilizând un traductor multielement.

Pentru baleiere automată se utilitează, de exemplu, un sistem cu traductor multielement format din 64 elemente excitate la anumite momente de timp pentru controlul direcţiei şi a focalizării fascicolului.

Acest baleiaj electronic se face prin modificarea defazajului între elementele traductorului obţinem o mişcare virtuală a traductorului multielement.

În Fig. 6.10 se arată realizarea baleierii cu un traductor cu n elemente, comandate printr-o reţea de linii de întârziere reglabile şi aşezate pe suprafaţa corpului (pe piele), unde:

• d0 este distanţa dintre două elemente apropiate;

• l0 este este diferenţa dintre distanţele de propagare a ultrasunetele pentru două elemente vecine;

• cs este viteza de propagare a ultrasunetelor în ţesuturi;

• (1, (2,... (i,.... (n sunt timpi de întârziere corespunzători celor n elemente ale traductorului.

[pic]

Fig. 6.10. Baleiere automată prin utilizarea uor linii de întârziere comandate

Şirul de traductoare este comandat printr-o reţea de linii de întârziere reglabile (prin comenzile C1, C2, ...Cn), pentru a modifica unghiul de baleiere, α, care conform Fig. 6.10 este:

[pic] (6.20)

Prin controlul timpului de întârziere pentru fiecare element la emisie/recepţie se poate obţine atât direcţia de propagare a undei, θ, (baleriere) cât şi curba frontului de undă (focalizare). În plus elementele pot avea atenuarea variabilă, îmbunătăţind profilul fascicolului.

Pentru a avea bune performanţe la baleiere şi focalizare trebui un număr cât mai mare de elemente. Totuşi numărul maxim de elemente este limitat de dimensiunea traductorului (ce este funcţie de frecvenţă) şi de distanţa dintre elemente.

Marele avantaj al baleiajului electronic este capabilitatea de creştere a regiunii focalizate. Deoarece viteza de propagare a ultrasunetelor în corp este cunoscută, focalizarea recepţiei poate urma după transmiterea pulsului în corp, realizată prin schimbarea elementelor de întârziere variabilă.

Ca urmare întreaga imagine de la o anumită adâncime este focalizată spre deosebire de o regiune de focalizare limitată realizată cu un singur element.

Pe lângă cele trei tipuri ecografice clasice prezentate se poate aminti ecografia tip C, la care traductorul emisie/recepţie descrie automat o mişcare de rastru, obţinându-se inclusiv imagini tridimensionale.

Ecografele s-au perfecţionat continu, iar datorită costului lor redus şi a faptului că nu utilizează radiaţii ionizate ele au o largă răspândire/utilizare.

În plus, ecografele moderne permit obţinerea de imagini tridimensionale sau reprezentări în patru dimensiuni (trei dimensiuni spaţiale, plus a patra dimensiune timpul), fiind utilizate atât la obţinerea de imagini cu diferenţele structurale din interiorul corpului, cât şi la determinarea grosimilor pereţilor, mişcării valvelor, profile de viteze de curgere, etc.

Aceste instrumentele de imagistică medicală actuale au performanţe ridicate şi chiar dacă îşi păstrează denumirea generică de ecografe, ele pot fi considerate sisteme tomografice computerizate cu ultrasunete.

Putem spune acest lucu deoarece ele permit vizualizarea unor secţiuni din corp (cuvântul tomos din limba greacă însemnând secţiune) şi sunt dispozitive complexe cu prelucrare numerică a semnalelor, fiind controlate de sisteme de calcul, care realizeză şi reconstrucţia imaginilor prin diverşi algoritmi de calcul.

6.2. TOMOGRAFIA

Aşa cum s-a menţionat, denumirea de tomografie îşi are originea de la cuvântul grecesc “tomos” care înseamnă bucată, felie, secţiune.

Tomografia constă în vizualizarea unui strat subţire (o secţiune) dintr-un corp. Ea furnizează o “hartă” sau o imagine bidimensională, iar uneori chiar tridimensională a spaţiului explorat, care permite evaluări vizuale (prezenţa unor diferenţe structurale, poziţie), dar şi măsurări dimensionale (de exemplu, mărimea unui chist sau calcul).

Tomografia computerizată rezolvă o problemă inversă, adică determină diferenţele structurale dintr-un mediu prin interpretarea efectului mediului asupra unei radiaţii inonizante cum ar fi razele X, sau a unei unde ultrasonore, sau a unei unei unde electromagnetice sau a unui curent electric, utilizând un sistem de achiziţii şi un sistem de calcul de mare performanţă [Damean 1998 teza].

Dintre dificultăţile specifice tomografiei se pot aminti:

• Metoda inversă trebuie să poată determina caracteristicile obiectului şi deci să reconstruiască imaginea secţiunii cu un număr limitat de măsurări.

• Incertitudini mici la măsurările efectuate pot conduce la incertitudi mari la reconstrucţia imaginei şi chiar la situaţii în care soluţia problemei inverse să nu fie unică.

Există mai multe sisteme tomografice, fiecare dintre ele remarcându-se prin anumite posibilităţi de aplicare şi avantaje, anume:

tomografie cu raze X;

tomografie cu ultrasunete;

tomografie în microunde (MU);

tomografie bazată pe rezonanţa magnetică nucleară (RMN);

tomografie de impedanţă.

6.2.1. TOMOGRAFIA CU RAZE X

Primul sistem tomografic computerizat a fost cel bazat pe utilizarea razelelor X, ca şi excitaţie a corpului sau secţiunii de investigat.

Acest lucru a fost posibil poate şi datorită îndelungii utilizări a acestor radiaţii în imagistica medicală (radiografie), încă de la descoperirea razelor X în anul 1895 de către Roentgen.

Dacă la radiografia tradiţională imaginea se formează într-un plan, prin proiecţia structurilor interne în funcţie de absorbţia razelor X de-a lungul întregului traseu parcurs de acestea prin corp, în cazul tomografiei se obţin imagini cu diferenţele structurale în secţiuni din corp, tot pe baza absorbţiei razelor X, dar efectuînd un numar mare de măsurări, urmat de prelucrări ale semnalelor şi reconstruire a imaginii cu algoritmi specifici.

Astfel, în 1971 inginerul Godfrey Newbold Hounsfield din Regatul Unit si fizicianul Allan MacLeod Cormack din SUA au propus şi realizat primul tomograf computerizat, descoperire pentru care au obţinut Premiul Nobel în 1979.

Principiul tomografiei cu raze X

O sursă Roentgen emite un fascicol foarte îngust de raze X, care după ce taversează organismul, unde este parţial atenuat, este captat de un detector, ce măsoară fluxul fascicolului emergent.

Desigur cu cât facicolul este mai îngust cu atât fineţea explorării secţiunilor va fi mai bună, adică grosimea secţiunii investigate va tinde spre zero.

În Fig.6.11 se prezintă principiul metodei, considerând traversarea unei secţiuni a corpului omenesc (secţiune delimitată cu verde, în Fig. 6.11) de către fascicolul de raze X, apoi detecţia razelor X, conversia lor în semnal electric, şi achiziţia semnalelor în vederea reconstruirii imaginii secţiunii pe baza măsurărilor intensităţii radiaţiei pentru determinarea fluxului emergent, ce sunt efectuate în exteriorul corpului.

[pic]

Fig. 6.11. Schemă de principiu a tomografiei cu raze X

Pacientul se află între sursa şi detectorul de raze X, rămând fix în timpul baleierii, iar secţiunea din corp (delimitată în Fig.6.11 cu verde) se consideră în planul (x,y) a sistemul de coordonate rectangular (x,y,z) în care este considerat întregul corp.

Mai întâi se fixează o anumită secţinea din corp, prin alegerea coordonatei rectangulare z de-a lungul corpului, care desigur este perpendiculară pe planul secţiunii (x,y).

Ansamblu sursă-detector de raze X execută mişcări de translaţie (cu deplasarea η) şi mişcări de rotaţie (cu modificarea unghiului φ), controlate cu precizie de sistemul de calcul, în sistemul de coordonate (φ, η).

Astfel secţinea din corp este fixă în planul xy, iar fascicolul este considerat prin parametrii (φ, η) din acelaşi plan, adică prin translaţii şi rotaţii, în vederea efectuării baleierii.

Aşa cum se reprezintă şi în Fig.6.11, intensitatea radiaţie la intrarea în corp este I0 adică o anumită valoare generat de sursă, iar după traversarea corpului, la intrarea detectorului, intensitatea radiaţiei are valoare I(φ, η), desigur această valoare depinzând de atenuarea prin zona specifică parcursă de fascicol.

Detectorul captează fascicolul de raze X, după ce a traversat corpul uman, furnizând la ieşire un semnal electric, dependent de atenuarea fascicolului în corp, care este o funcţie de coordonatele (φ, η).

Semnalele electrice furnizate de detector, rezultate obţinute dintr-un număr foarte mare de măsurări, sunt achiziţionate, memorate şi prelucrate de un sistem de calcul, care reconstruieşte o imagine a secţiunii, adică diferenţele structurale pe baza atenuarilor pe care le produc diversele organe asupra razelor X.

Metoda de investigare se bazează pe determinarea coeficienţilor de absorbţie a razelor X, μij, pe diferite trasee (φ, η) din planul secţiunii investigate (x,y).

Secţiunea de investigat se înscrie înt-un pătrat care la rândul lui este impărţit în NxN elemente pătratice mici, astfel că secţiunii pătratice cu NxN elemente i se poate asocia o matrice pătratică cu NxN elemente, aşa cum se arată în Fig.6.12.

[pic]

Fig. 6.12. a) Matricea cu NxN elemente în care este considerată secţiunea; b) Elementul Eij al acestei matrice cu distanţa parcursă în el de razele X corespunzătoare coordonatelor (φ, η) ale fascicolului

Matricea de reprezentare NxN localizează conturul şi detaliile secţiunii în coordonate (x,y) sau linia i (i=1,2,3….N) şi coloana j (j=1,2,3….N).

În Fig 6.12 sunt sugerate coloanele, liniile, elemente din colţurile de jos (N,1), (N,N) şi doar câteva elemente din jurul unui traseu al fascicolului radiaţiei X ce a fost considerat (φ, η).

Dacă pacientul stă nemişcat şi secţiunea din corpul lui este considerată în coordonate (x,y) sau (i,j), iar fascocolul este localizat în coordonatele rectangulare (ξ,η) sau coordonatele (φ,η) corespunzătoare rotaţie şi translaţiei sistemului sincron sursă-detector de radiaţii X, controlat precis de către sistemul de calcul.

Fiecărui element E(x,y) sau Eij (elementul de pe linia i şi coloana j) i se asociază un coeficient de absorbţie a radiaţie X, μij, considerându-se absorbţia razelor X constantă în tot elementul.

Desigur, mărimea elementelor alese dă rezoluţia imaginni obţinute, de obicei se iau [pic] elemente, pentru explorarea creierului sau [pic] elemente pentru explorarea abdomenului.

Aşa cum se arată în Fig. 6.12b, un element Eij are absorbţia radiaţiei, μij, constantă în tot elementul, iar distanţa aij parcusă în acest element de fascicolul de raze X este dependentă de coordonatele (φ, η) ale fascicolului (rotaţia şi translaţia sistemului sursă-detector).

Astfel, vor fi NxN elemente, Eij, şi corespunzător NxN coeficienţi de absorbţie, μij, rezultând matricea coeficienţilor cu NxN elemente, ce consituie tot atâtea necunoscute ce trebuie determinte, desigur pe baza unui număr de măsurări ale intensităţii radiaţiei emergente ce a fost detectată, adică valori ale intensităţilor I(φ, η), mai mare decât numărul de necunoscute (NxN).

În esenţă, tomografia computerizată trebuie să furnizeze coeficienţii de absorbţie locală μ(x,y) sau μij, pe baza explorarilor din care se măsoară valorile intensităţile emergente I(φ, η).

S-a demonstrat în acest capitol, la calculul atenuării în ţesuturi a ultrasunetelor §6.1.3 că:

[pic]

unde:

• I0 este intensitatea ultrasunetelor la intrarea în corp;

• I este intensitatea ultrasunetelor după traversarea corpului;

• μ(x) coeficientul de atenuarea a ultrasunetelor, în corp

• d este distanţa parcursă de ultrasunete prin corp.

Acelaşi raţionament şi deci o formulă echivalentă se poate obţine şi în cazul în care în loc de ultrasunete se consideră razele X, adică:

[pic] (6.21)

unde:

• I0 este intensitatea radiaţie (raze X) la intrarea în corp;

• I este intensitatea radiaţiei după traversarea corpului;

• μ(x) coeficient de absorbţie a radiaţie în corp

• d este distanţa parcursă de radiaţie prin corp.

Cele două formule sunt identice, doar ca în (1.21) s-a inversat ordinea termenilor egalităţii, iar inversarea raportului intensităţilor permite eliminarea semnului minus al celuilalt membru al formulei precedentă

Dacă se adaptează această relaţie (6.21), care este dedusă pentru o singură direcţie de-a lungul coordonatei x, pentru un plan (x,y) cum este cazul secţiunii şi se înlocuiesc integralele cu sume corespunzătoare - de această dată - celor două direcţii, rezultă:

[pic] (6.22)

unde:

• μij sunt coeficienţii de absorbţie, specifici fiecărui element Eij.

• aij(φ,η) sunt distanţele parcurse de fascicolul de raze X prin fiecare element Eij.

• I0 este intensitatea radiaţie incidentă (la intrarea în corp).

• I(φ,η) este intensitatea radiaţie după traversarea corpului, la intrarea detectorului.

Coeficienţii de absorbţie, μij, costituie cele NxN necunoscute (o matrice cu NxN elemente) ce trebuie determinate.

Aceşti coeficienţi sunt ataşaţi pacientului ce stă nemişcat şi este considerat în coordonatele (x,y) sau (i,j), astfel coeficienţii μij nu depind de sistemul de baleire (φ,η).

Distanţele, aij, parcurse de fascicolul de raze X prin fiecare dintre elementele Eij. sunt calculate şi memorate de sistemul de calcul.

Aceste distanţe, aij(φ,η) sunt în număr foarte mare deoarece depind atât de element (i.j) cât şi de toate orientările şi translaţiile fascicolulu (φ,η) în cadrul elementului Eij.

Astfel, pentru fiecarea element Eij vor exista mai multe distanţe ce depind de orientarea fascicolului (φ,η), dar o parte dintre acestea distanţe sunt egale cu zero deoarece fascicolul trece printr-un anumit element doar în anumite orientări (φ,η) ale sistemului sursă-detector. De exemplu, fascicolul cu orientarea considerată în Fig. 6.12 nu trece prin foarte multe elemente cum ar fi şi elementele din trei colţuri ale pătratului întregii secţiuni (E11, EN1, ENN), ci el trece doar prin colţul E1N şi prin câteva dintre celelalte elemente figurate din jurul fascicolului.

Intensitatea radiaţie la intrarea în corp este cunoscută, fiind cea generată de sursă şi având valoarea I0.

Intensităţile razelor X după traversarea corpului, I(φ, η), sunt detectate şi convertite în semnal electric de către detectorul de raze X, fiind astfel determinate printr-un numar foarte mare de măsurări, conform rotaţiei şi translaţiei sistemului sursă-detector (φ,η).

Aşa cum s-a mentionat, deoarece numărul de necunoscute este NxN, numărul de măsurări trebuie să fie mai mare de NxN.

Pentru rezolvarea ecuaţiilor de tipul (6.22) şi astfel determinarea coeficienţilor μij se utilizează mai multe metode calcul printre care pot fi amintite:

• metode algebrice iterative;

• algoritmi de calcul ai transformatei Fourier rapide (TFR sau FFT);

• metoda filtrării proiecţiilor.

Metodele algebrice iterative presupun întocmirea unor liste/matrici cu cei NxN coeficienţi μij (matricu cu coeficienţii μij) pentru care diferenţele

[pic] (6.22)

să fie neglijabile în toate ecuaţiile din sistemul ce conţine mai mult de NxN ecuaţii, adică:

[pic] (6.23)

Printre dezavantajele metodelor algebrice iterative se pot menţiona:

• rezolvarea sistemului de ecuaţie se poate face doar după încheierea tuturor măsurărilor;

• reluarea calculelor de un număr mare de ori, până ce diferenţele δ(φ,η) tind la zero, rezultând un timp de calcul foarte mare;

• existenţa erorii de trunchere, deoarece diferenţele δ(φ,η) nu pot fi chiar nule, ci foarte mici.

Metodele bazate pe algoritmii de calcul ai transformatei Fourier rapide permit efectuarea calculelor înainte de finalizarea tuturor măsurărilor şi elimină eroarea de trunchere, făcând posibilă afişarea rezultatelor la doar câteva secunde după ultima măsurare.

De asemenea, şi la metoda filtrării proiecţiilor este un volum de calcul mai mic faţă de metodele algebrice iterative şi calculele pot fi făcute înainte de finalizarea tuturor măsurărilor.

Tomografia cu raze X permite explorarea corpurilor moi (creier, organe interne) având o rezoluţie transversală de 0,5 mm şi o grosime a stratului de aproximativ 1 mm.

6.2.2. TOMOGRAFIA CU REZONANŢĂ MAGNETICĂ NUCLEARĂ (RMN)

Acest sistem tomografic are la bază rezonanţa magnetică nucleară, care mai întâi a fost descrisă ca fenomen în 1938 de către Isidor Isaac Rabi, descoperire pentru care acesta a obţinut luat Premiul Nobel pentru fizică în 1944.

Apoi în 1946 Felix Bloch şi Edward Purcell au dezvoltat tehnica utilizării fenomenului de rezonanţă magnetică nucleară în lichide şi în solide, obţinând împreună premiul Nobel pentru fizică în 1952.

La doar 10 de ani după realizarea primului sistem tomografic (cel cu raze X din anii 1970) şi la 40 de ani de la descoperirea rezonanţei magnetice nucleare (RMN) s-a realizat şi sistemul tomografic bazat pe RMN.

La realizarea şi dezvoltarea acestui sistem tomografic au contribuit şi Paul Christian Lauterbur şi Peter Mansfield, care au obţinut în anul 2003 Preniul Nobel pentru Fiziologie şi Medicină, datorită contribuţiilor aduse în domeniul imagisticii medicale bazate de RMN.

Principiul tomografiei RMN

Nucleele atomilor care conţin un număr impar de nucleoni (protoni și neutroni) posedă un momemt magnetic de spin, [pic].

Aceste moment magnetice de spin, [pic], se orientează sub acţiunea unui câmp magnetic static exterior, de inducţie, [pic].

În cazul protonului, principalul izotop al hidrogenului, momentul magnetic de spin, [pic], nu se aliniază exact cu [pic].

Astfel protonul are o mişcare de precesie datorată cuplului creat dintre [pic]şi [pic]cu frecvenţa de precesie:

[pic] (6.24)

unde γ este o constantă de material, ce este specifică fiecărui nucleu şi este denumită raport giromagnetic.

După cum se arată în Fig. 6.13, orientarea momentelor magnetice de spin sub acţiunea unui câmp magnetic static exterior, B0 nu se face numai în modul paralel (un număr Np, sunt în acest mod), ci există şi câteva situaţii de orientarea în modul antiparalel (un număr Nap, care este mult mai mic decât, Np), între cele două moduri de orientare fiind o diferenţă de energie:

[pic] (6.25)

unde h este constanta lui Planck, iar f0 frecvenţa de precesie.

[pic]

Fig. 6.13 a) Orientarea momentelor magnetice sub acţiunea câmpului B0; b) Nivelele de energie pentru orientările paralel/antiparalel

La temperatura zero absolut, [pic], toate momentele magnetice sunt orientate în direcţia câmpului magnetic exterior, B0, numărul momentelor magnetice antiparalel este zero (Nap=0).

La temperatura camerei ([pic]), energia termică furnizează trecerea nucleonilor pe nivele energetice superiore. Astfel între cele două stări de bază (paralel şi antiparalel) se stabileşte un echilibru dinamic determinat de temperatura, T, şi de inducţia magnetică statică, [pic].

Datorită excesului de nucleoni în starea paralel (Np>>Nap) apare o magnetizaţie a probei sub acţiunea lui [pic], denumită magnetizaţie longitudinală, Mz, aşa cum se arată în Fig. 6.14.

[pic]

Fig. 6.14 a) Magnetizaţia longitudinală (Mz, datorată lui B0) şi magnetizaţia transversală (Mxy, datorată lui B0 şi B1,RF); b) Semnalul de inducţie nucleară liberă (INL) care apare la încetarea lui B1,RF

Rezonanţa magnetică nucleară apare atunci când se aplică o energie electromagnetică, anume un câmp magnetic de radiofrecvenţă, B1,RF, ce este perpendicular pe câmpul magnetic static, B0 şi are frecvenţa egală cu frecvenţa de precesie, f0, energie ce detemină trecerea momentelor magnetice de spin din starea paralel în starea antiparalel.

Când numărul protonilor antiparalel este egal cu numărul protonilor paralel (Np=Nap), magnetizaţia longitudinală (Mz) devine zero şi apare o magnetizaţie în planul xOy, magnetizaţie transversală, Mxy.

La încetarea câmpului magnetic de radiofrecvenţă, B1,RF, magnetizaţia longitudinală (Mz), care era zero, pe durata aplicării câmpului de radiofrecvenţă, începe să crească treptat spre valoarea de dinaintea aplicării câmpului de RF, iar magnetizaţia transversală Mxy, se reduce treptat, inducând într-o bobină receptoare un semnal denumit semnal de inducţie nucleară liberă, INL, care este o de forma unei oscilaţii amortizate (Fig. 6.14).

Amplitudea iniţială a semnalului de inducţie nucleară liberă, INL este proporţională cu magnetizaţia transversală Mxy de pe durata aplicării câmpului de RF, care la rândul ei este proporţională cu densitatea protonilor materialului studiat (de exemplu, conţinutul în apă al acestuia).

Astfel prin testarea cu impulsuri de radiofrecvenţă, B1,RF, a unui material aflat în câmp magnetic static intens, B0, se determină repartiţia protonilor şi reacţia lor la înteracţiunea cu mediul, obţinându-se inclusiv imagini cu diferenţele structurale (imagini ale secţiunilor considerate).

Tomografia RMN furnizează imagini ale densităţilor spinilor nucleari (densitatea de protoni este o caracteristică a fiecărui ţesut), ale vitezelor de relaxare ale magnetizaţiei nucleare, ale vitezelor de curgere a fluidelor, ale deplasărilor chimice.

Astfel se determină atât amplitudinile semnalelor de inducţie nucleară liberă, Ai, care sunt dependente de densitatea de protoni precum, cât şi timpii de relaxare T1 şi T2.

T1 este timpul de relaxare spin-reţea (mediu), relaxare în care protonii revenind la starea iniţială eliberează energie care se disipă în mediu.

Acest timp de relaxare mai este denumit şi timp de relaxare longitudinal, deoarece la relaxarea spin–reţea, care este inversă fenomenului de excitaţie în câmp magnetic de radiofrecvenţă, se revine la magnetizaţia longitudinală.

T2 este timpul de relaxare spin-spin, relaxare în care se face schimb de energie între protoni.

Timpii de relaxare T1 şi T2 nu sunt caracteristici intrinseci ale nucleelor studiate, ei depinzând de mediul în care se află, fiind consecinţele schimbului de energie dintre diverşi atomi ai mediului studiat.

Deoarece variaţia vâscozităţii tisulare, determinată de modificările fizice şi chimice, afectează în mod diferit pe T1 şi T2, rezultă că prin intermediul acestor timpi de relaxare se pot face analize chimice neinvazive sau analize „in vivo”.

Acesta este un marea avantaj al tomografiei RMN faţă de tomografia cu raze X, care măsoară numai un parametru al ţesutului, anume coeficientul de atenuare a razelor X în ţesuturi, care - în plus - nu variază semnificativ la ţesuturile moi, deoarece cu excepţia grăsimii şi osului, variaţia coeficienţilor de atenuare a razelor X este de până la 5%, conform Tab.5.1 de la §5.2.

Tomografele bazate pe rezonanţă magnetică nucleară (scanerele RMN) diferă prin sistemul de magneţi, prin modul de excitaţie, prin modul de detecţie şi prin metoda de reconstrucţie a imaginilor.

La tomografia RMN se remarcă absenţa aproape în totalitate a părţilor mecanice în mişcare, deoarece acest sistem tomografic nu se bazează pe o tehnică de transmisie şi deci nu este necesar să se deplaseze o sursă ca în cazul tomografiei computerizate cu raze X.

De această dată deschiderea sursei de excitaţie este în frecvenţă şi nu în spaţiu, deoarece selecţia spaţială se face transformând frecvenţa semnalului într-o funcţie unică a coordonatelor spaţiale, prin suprapunerea peste câmpul magnetic static principal, B0, a unor gradienţi de câmp magnetic.

Schema de principiu a unui tomograf cu rezonanţă magnetică nucleară este dată în Fig.6.15.

[pic]

Fig. 6.15 Schema de principiu a tomografului RMN

Sistemul de magneţi generază câmpul magnetic static principal de inducţie B0, intens (B0 = 0,15 T ÷2 T), cât mai extins în spaţiu, omogen, astfel că la un diametru de 0,5 m sunt permise variaţii spaţiale şi temporale de sub 10 ÷ 100 ppm

Cu cât amplitudinea lui B0 este mai mare cu atât sensibilitatea este mai mare, deoarece intensitatea semnalului detectat este proporţională cu [pic].

Totuşi creşterea lui B0 nu se poate face oricât de mult deoarece, pe de o parte ea determină o creştere a frecvenţei de precesie, f0 conform (6.24) cu toate dezavantajele care rezultă de aici (scăderea adâncimii de pătrundere în corp a câmpului de radiofrecvenţă, odată cu creşterea frecvenţei), iar pe de altă parte, din motive de protecţie a pacientului.

Există mai multe tipuri de magneţi pentru producerea câmpului magnetic static, B0, şi anume:

• Magneţi permanenţi. De exemplu, miez feromagnetic premagnetizat cu inducţie magnetică de 0,3 T, greutate de câteva tone şi cu temperaturi foarte stabile pentru omogenizare.

• Electromagneţi. Miez feromagnetic excitat electric, cu inducţie magnetică de 0,2 T, consum energetic mare şi necesitatea unor sisteme de răcire.

• Magneţi supraconductori. Conductoare de niobiu-titan la temperatura criogenică, care permit obţinerea unei inducţii magnetice de 2 T la un diametru de 100 cm, asigură un câmp magnetic foarte stabil, dar au nevoie de heliu şi azot ca lichide de răcire şi sunt foarte scumpi, uneori costul lor reprezentă mai mult de jumătate din costul întregului tomograf.

Sistemul de gradienţi realizează baleiajul, care de această dată se face în frecvenţă şi nu prin mişcarea mecanică a unui sistem de genul sursă-detector din cazul tomografiei cu raze X.

Astfel, prin suprapunerea peste câmpul magnetic static, B0, a unui gradient câmp, liniar variabil în spaţiu şi constant în timp, numai o anumită zonă sau element din secţiunea analizată va rezona la frecvenţă f0 şi anume doar zona în care câmpul este chiar B0, conform relaţiei (1.24).

Sistemul de gradienţi este alcătuit din trei bobine de curent continuu, ortogonale, care generează trei gradienţi liniari principali:

[pic]; [pic]; [pic]

Cu ajutorul acestor trei gradienţi se pot separa informaţii din orice punct al probei, adică frecvenţele fi codifică în spaţiul frecvenţelor coordonatele spaţiale ale punctelor din secţiune.

Gradienţii de câmp determină rezoluţia imaginii. Din cauza micilor neomogenităţi ale câmpurilor magnetice din corp, determinate de susceptibilităţile magnetice diferite ale moleculelor, apar gradienţi locali de câmp magnetic, anume gradienţi de fond. Astfel gradientul aplicat trebuie să aibă în zona investigată o valoare mult mai mare decât gradientul de fond, fiind necesare astfel valori mai mari de 100 μT/cm pentru gradienţi aplicaţi.

Întrucât, din cauza gradienţilor de fond, rezultă valori mari ale gradientului aplicat se recurge la anumite secvenţe de aplicare a gradienţilor şi câmpului de radiofrecvenţă pentru a diminua efectul gradienţilor de fond.

De asemenea, tot în acest sens trebuie menţionat faptul că este recomandată o alegere corespunzătoare a locului de instalare şi funcţionare a unui tomograf RMN în aşa fel încât câmpurile magnetice de fond din zonă să nu afecteze buna lui funcţionare.

Emiţătorul, bazat pe un cristal de cuarţ termostatat, generează un semnal de radiofrecvenţă foarte stabil în domeniul de frecvenţă 1÷30 MHz.

Antenele de radiofrecvenţă generează câmpul magnetic de excitaţie B1,RF, care este perpendicular pe câmpul magnetic static, B0 şi de amplitudine mult mai mică decât acesta.

[pic]

Răspunsul nucleelor din ţesuturi la excitaţie, trebuie detectat şi analizat în funcţie de frecvenţă şi amplitudine pentru reconstrucţia imaginii din interiorul corpului.

Receptorul, preia de la antenă (fie aceiaşi antenă cu cea de emisie sau o antenă dedicată numai recepţiei) semnalul de inducţie nucleară liberă, INL, care este de ordinul microvolţilor, îl amplifică şi apoi îl mixează într-o bandă de audiofrecvenţă.

Sistemul de achiziţii de date prelucrează semnalul pentru reducerea zgomotului şi îl cuantifică, după care îl transferă în memoria sisteului de calcul.

Sistemul de calcul reconstituie imaginea din datele obţinute şi desigur controlează funcţionarea întregului tomograf.

În clinici se utilizează pe scară largă tomografia cu raze X (Tomograf computerizat) şi tomografia cu rezonanţă magnetică nucleară (Scaner RMN).

Dacă la tomoraful cu raze X se încercă obţinerea de imagini de calitate în condiţiile reducerii nivelului de expunere la radiaţii, la tomograful RMN pe lângă îmbunătăţirea calităţii imaginii se fac progrese la efectuarea de analize chimice „in vivo” sau chiar la realizarea unor explorări funcţionale.

Pe lângă progresele substanţiale, care se fac continu la aceste două sisteme de tomografie computerizate, trebuie menţionate şi eforturile/progresele ce se fac în obţinerea de imagini prin tomografia cu ultrasunete, tomografia de impedanţă şi tomografia cu microunde sau alte tehnici de imagistică medicală.

6.2.3 TOMOGRAFIA DE IMPEDANŢĂ ELECTRICĂ

Deoarece impedanţa ţesuturilor depinde de structura lor, înseamnă că prin măsurarea impedanţelor se pot detecta diferenţele structurale, fie că acestea sunt datorate tipului de ţesut, fie că sunt datorate îmbolnăvirii sau alterării unui ţesut. Astfel se pot obţine imagini ale structurilor din interiorul corpului.

La tomografia de impedanţă se reconstituie imaginea distribuţiei impedanţei electrice într-o secţiune a unui corp conductor, prin măsurarea tensiunilor şi curenţilor pe/prin suprafaţa corpului.

Diferenţa dintre măsurarea de impedanţă şi tomografia de impedanţă, analog cu diferenţa dintre radiografia tradiţională cu raze X şi tomografia cu raze X, este că în primul caz se determină impedanţa şi variaţiile ei într-un volum conductor, iar în al doilea caz se determină distribuţia impedanţei într-o secţiune, cu localizarea strictă a electrozilor şi cu obţinerea imaginii în urma unui număr mare de măsurări, prin utilizarea un sistem de calcul performant pentru realizarea baleierii şi efectuarea reconstrucţiei imaginii.

Pentru obţinerea imaginii se determină partea reală şi partea imaginară a impedanţei.

Deoarece determinarea părţii imaginare este mai dificilă, se poate determina numai partea reală la mai multe frecvenţe. Desigur, tehnica multifrecvenţă atât pentru partea reală cât şi pentru partea imaginară a impedanţei creşte calitatea imaginii.

În mod similar cu celelate sisteme tomografice şi la tomografia de impedanţă se utilizează:

un sistem de selecţie/baleiere;

un sistem de achiziţie de date

un algoritm de reconstrucţie a imaginii.

Principiul tomografului de impedanţă este prezentat în Fig. 6.16.

[pic]

Fig. 6.16 Tomografie de impedanţă

Sistemul de achiziţie de date

În jurul regiunii de interes, de exemplu, torace, se plasează pe suprafaţa corpului cei N electrozi. Excitaţia este dată de generatorul de curent constant, care, ca şi în cazul măsurărilor de impedanţă, are intensitatea curentului între 0,5 ( 5 mA iar frecvenţa 10 kHz ( 100 kHz.

Se aplică un curent între doi electrozi alăturaţi şi se măsoară tensiunile între câte doi electrozi vecini dintre toţi ceilalţi N-2 neimplicaţi la generarea curentului (ca la metoda celor patru electrozi).

De exemplu, dacă se aplică curentul I0 între electrozii 1 şi 2, se măsoară N-3 tensiuni şi anume:

U1 între electrozii 3 şi 4;

U2 între electrozii 4 şi 5.

.....

UN-3 între electrozii N-1 şi N.

Pentru N electrozi, la o injecţie de curent, se vor achiziţiona “N-3” tensiuni.

În cazul a N injecţii de curent (între fiecare pereche de electrozi) rezultă un număr de N(N-3) tensiuni culese, doar între câte doi electrozi vecini.

La tomografia de impedanţă baleierea nu presupune părţi mecanice în mişcare ca în cazul tomografiei cu raze X, ci doar nişte comutări electronice. Acesta este un avantaj al tomografiei de impedanţă, ca şi în cazul tomografiei RMN, unde - de asemenea - baleierea nu presupune părţi în mişcare, ci se stsbileşte o corespondenţă între frecvenţă şi coordonatele spaţiale.

Algoritmul de reconstrucţie permite ca din datele achiziţionate să se determine distribuţia conductibilităţii, deci imaginea. secţiunii de interes

Modelul matematic este dat de ecuaţia:

[pic] (6.25)

unde C - reprezintă distribuţia de conductibilitate (tensorul de conductibilitate ce depinde de punct);

V - reprezintă distribuţia potenţialului electric în domeniul de interes.

Caracteristicile tomografiei de impedanţă sunt:

rezoluţia imaginii mai slabă decât la celelalte sisteme tomografice;

sensibilitatea foarte bună (modificări mari ale conductibilităţii de la un tip de ţesut la altul -§5, Tabelul 5.1.)

durata de achiziţie mică, existând posibilitatea de obţinere a imaginilor dinamice.

posibilitatea de obţinere directă a imaginilor tridimensionale.

Aplicaţii

La obţinerea imaginilor de impedanţă electrică a inimii, a sânului, a toracelui, a creierului, a plămânului.

La evaluarea dozei termice.

Ca şi celelalte tipuri de sisteme tomografice, în afară de aplicaţiile în domeniul medical, tomografia de impedanţă electrică are aplicabilitate în prospecţiunile geologice, în industrie, etc.

................
................

In order to avoid copyright disputes, this page is only a partial summary.

Google Online Preview   Download