Structurare Cursuri PDF

Principiul Imagisticii Medicale: o cutie neagră care transmite energie în corp și primește energie din corp, făcând ceva cu acea energie pentru a realiza o imagine: g(x,y) = f(x,y)*h(x-x0,y-y0) Caracteristici de țesut Imaginile corpului uman = evidențiază caracteristici ale obiectului: Transmisivita...

Principiul Imagisticii Medicale: o cutie neagră care transmite energie în corp și primește energie din corp, făcând ceva cu acea energie pentru a realiza o imagine: g(x,y) = f(x,y)*h(x-x0,y-y0) Caracteristici de țesut Imaginile corpului uman = evidențiază caracteristici ale obiectului: Transmisivitate, Opacitate, Emisivitate, Reflectivitate, Conductivitate, Magnetizatie Imagini medicale = imagini ale caracteristicilor tesuturilor -> modalitatea de emitere, transmitere și reflexie a energiei Caracteristicile se referă la: Structura (anatomică) Componența ( biologie & structură chimică) Funcția (fiziologică & metabolism) din organism Proiecție = o singura imagine pentru un corp 3D (care este o "umbră" a organismului într-o anumită direcție) Tomografie = sunt generate o serie de imagini, una pentru fiecare felie a obiectului 3D pe o anumită direcție. Imaginile sunt reconstruite cu ajutorul transformatei Radon. Imagistica anatomică vs. funcțională (pe măsură ce rezoluția imaginii se îmbunătățește granițele dintre cele două clase se estompează) Unele tehnici de imagistică medicală descriu foarte bine structura anatomică a organului/tesutului investigat ( os, diferite tipuri de țesuturi, vecinătatea dintre diferite organe) – raze X, tomografie computerizată, rezonanța magnetică nucleară Altele nu descriu structuri anatomice, ci reflectă starea funcțională a funcției sondate (fluxul de sânge, oxigenare) – Ultrasunete, tomografia cu emisie de pozitroni - PET Tehnicile de imagistică de bază 1. Radiografia convențională (X-ray) 2. Tomografia computerizată (CT scan sau CAT Scan) 3. Rezonanța magnetică nucleară (MRI) 4. Medicina nucleară (SPECT, PET) 5. Ultrasunete (Ultrasound) 6. Imagistica optică (ex. Dermatoscopie, Endoscopia) Radiografia convențională – Razele X Radiația X = formă a radiației electromagnetice ( 0.01 – 10 nanometri) Fluxul de radiatie incident traversează corpul sondat, iar atenuarea rezultată este înregistrată pe filmul radiologic plasat în spate ➔ țesuturi tari 1 Tomografia computerizată – CT = metoda care utilizează tomograme (felii), obținute din proiecții culese la diferite unghiuri, recombinate matematic (transformata Radon) de un sistem de calcul. Este capabilă să diferențieze detalii fine ale diferitelor felii (slice-uri) rezultate ➔ avantaj: țesuturi moi (mușchi, structuri fine de articulație, vene) Rezonanța magnetică nucleară – RMN (MRI) = tehnica complexă folosită pentru vizualizarea detaliată a structurilor interne Se bazează pe proprietatea de aliniere a nucleilor atomilor de hidrogen în prezența unui câmp magnetic puternic aplicat. ➔ avantaje: absența radiației ionizante și posibilitatea de a obține imagini de-a lungul unor secțiuni orientate în orice plan (spre deosebire de CT) Medicina nucleară Nu oferă doar o imagine anatomică/structurală a unui țesut investigat, ci oferă o caracterizare a comportamentului funcțional al acestuia. Radionuclizii emit energie sub formă de radiație care este detectată de camera gamma, PET, etc. Dispozitivul este conectat la un calculator care procesează și măsoară cantitatea de radiație emisă de substanța radioactivă absorbită. Concentrația locală a unui Radiotrasor în organism -> rolul de a pune în evidenta detaliile funcționale ale zonei de interes: fluxul de sânge, consumul de oxigen, și glucoza (metabolismul). Ultrasonografie = transmiterea unui flux de unde acustice cu o frecvență de 115 MHz cu ajutorul unui traductor și măsurarea ecoului reflectat la interfața cu marginile țesutului investigat. Măsurarea timpului corespunzător reîntoarcerii ultrasunetelor incidente permite calcularea distanței până la granița de țesut la care are loc reflectarea undei incidente. Acest lucru este posibil datorită unei proprietăți particulare a țesutului investigat: măsura procentului de unde reflectate se numește impedanța acustică (Z). Modalități complementare: Imagistica aparatului circulator Ecografia Doppler Cu ajutorul acestei metode se poate evidenția viteza de curgere a sângelui, modul de curgere a sângelui prin artere (curgere lină, laminară, sau curgere cu vârtejuri, turbioane, adică turbulentă). Aparatul evidențiază această curgere a sângelui prin sunete și prin imagini. Imaginile sunt fie sub forma unui grafic al vitezelor, fie sub formă de culori care apar în interiorul imaginii arterei și care arată direct modul în care curge sângele. 2 SEMNALE ȘI SISTEME Exemple de semnale de intrare µ(x; y) - coeficient de atenuare liniară – radiografie convențională h(x,y,z) – constanta Hounsfield – numărul de CT – tomografia computerizată A(x,y,z) – constanta de radioactivitate – medicina nucleară Z(ρ,c) – impedanța acustică (ρ = densitatea tesutului și c = viteza pulsului în țesut) - ultrasunete Alte exemple: Impuls Dirac (Point Spread Function) , Linia impuls, Funcția de eșantionare – pieptene, Semnale rectangulare – Funcția sinc, Semnale exponențiale și sinusoidale: Impuls punctiform – impuls Dirac Conceptul de sursă punctiformă pentru o dimensiune este cunoscută ca impuls punctiform și are 2 proprietăți: Impulsul punctiform în 2 dimensiuni este caracterizat de : Este important în imagistica medicala pentru modelarea conceptului de sursă punctiformă utilizată în caracterizarea parametrului de rezoluție al sistemului imagistic. PSF: Theory – Explicație = răspunsul la impuls al unui sistem optic focalizat Funcția punct spread (PSF) descrie răspunsul unui sistem de imagistică la o sursă punctuală sau la un obiect punctual. Gradul de răspândire (estompare) a obiectului punct = o măsură pentru calitatea unui sistem de imagistică. Aceasta înseamnă că atunci când două obiecte A și B sunt imaginate simultan, imaginea rezultată este egală cu suma obiectelor imaginate independent. Cu alte cuvinte: imagistica lui A nu este afectată de imagistica lui B și invers, datorită proprietății care nu interacționează cu fotonii. Linia Impuls La calibrarea echipamentelor de imagistica medicală, este mai ușor de utilizat un obiect asemanator liniei decât un punct. Setul de puncte definit de: = o linie a cărei unitate normală este orientată la un unghi θ relativ la axa x și se află la distanța l de la origine. Impulsul de linie asociat cu linia L este dat de : 3 Funcția de eșantionare – pieptene Util în eșantionarea semnalului pentru spațierea impulsurilor punctuale din pieptene. Funcția de eșantionare este: Funcțiile Rect și Sinc Utile în înțelegerea influenței lățimii finite a pixelilor în reprezentarea unui semnal inițial continuu ca o imagine discretă Funcția rect este definită de : Functia Sinc este definită de : Semnal sinusoidal : valorile mici rezultă în oscilații lente în direcția corespunzătoare, în timp ce valorile mari duc la oscilații rapide. Sisteme Imagistice Medicale: SLIT Importanța teoriei sistemelor în Imagistica Medicală: Aplicarea transformatei H întregului semnal de la intrare: f(x,g) 4 Sisteme liniare Un sistem S este un sistem liniar când intrarea constă dintr-o însumare ponderată a mai multor semnale, iar rezultatul va fi o însumare ponderată a răspunsurilor sistemului la fiecare semnal de intrare individual. Un sistem liniar satisface integrala de superpoziție: Exemplu: Sisteme invariante la o translație O translație arbitrară a impulsului rezultă în translație identică în output Sistem liniar invariant în timp = sistem liniar + invariant la o translație sau: Reprezentarea imaginii Semnal bidimensional în spațiul continuu = definit ca o funcție de 2 variabile în spațiu continuu: f(x,y) f(x,y) = funcție de luminanță variabilă în spațiul bidimensional pentru pixelul de coordonate Informația de culoare in reprezentarea unei imagini Culoarea = subliniază contrastul în imagini cu nivele de gri Pseudocolorare = accentuarea contrastului dintre diferite regiuni ale unor imagini inițiale cu nivele de gri, prin modificarea paletei de culori Colorare false (false coloring) = presupune că plecând de la o imagine inițială color, anumite culori sunt înlocuite cu altele, pentru a permite observarea mai ușoară a unor detalii. Explicație: ochiul uman este capabil să distingă doar un număr de maximum 256 niveluri de gri, fiind mult mai sensibil la variațiile de culoare și reușind să diferențieze câteva milioane de culori. Imagine color reprezentată printr-o funcție vector: 5 Eșantionare & Cuantizare Pentru a trece de la modelul teoretic al imaginii (semnal 2D în spațiu continuu la reprezentarea unui semnal 2D în spațiu discret) trebuie să fie aplicate două operații: Eșantionarea = consecința limitării rezoluției în domeniul spațial și în domeniul timp Cuantizarea = consecința datorită limitării rezoluției intensității, a modului de reprezentare a informației, al numărului de biți necesari pentru reprezentarea unui pixel din imagine Digitizarea unei imagini: imaginea este eșantionată, fiind reținute numai anumite puncte de interes din imagine, în conformitate cu gridul (rețeaua) -> și apoi, fiecare eșantion (sample) - pixel reținut este cuantizat folosindu-se pentru reprezentarea sa un număr finit de biți. Eșantionare spațială Se păstrează valorile discrete care corespund nodurilor rețelei (grid-ului) de eșantionare din formatul analogic. Imaginea eșantionată = imaginea analogică * funcția de eșantionare s(x,y) - semnal de eșantionare (număr infinit de impulsuri Dirac periodice) Imagine analogică ⇒ imaginea eșantionată = mapare dintr-un spațiu continuu de puncte într-un plan discret de puncte Imagine digitală ⇒ imaginea eșantionată = mapare dintr-un plan discret de puncte într-un set mai mic de puncte PIXEL = Elementul unitate/ de baza al unei imagini 2D Un pixel nu are dimensiune, nu ocupă o arie, are coordonate, mai mult decât un punct: este un EȘANTION Digitizare – format digital = reprezentarea unui obiect, semnal (format analogic), imagine, sunet document printr-un set discret de puncte/ eșantioane. Digitizare de un convertor analog – digital (A/D) 8 - biți, 12 - biți, sau 16 - biți per pixel 6 Caracteristicile și factorii calitativi ai imaginilor medicale calitatea imaginii contrastul imaginii sensibilitate la contrast contrastul local factorul încețoșare – blur și vizibilitatea detaliului zgomot, artefact, distorsiune compromisuri caracteristicile tesutului funcția de transfer a modulației Componente sistem: pacientul sistemul de imagistică operatorul imaginea rezultată observatorul Gama dinamică = interval nivele de gri CALITATEA IMAGINII depinde de compunerea celor 5 factori: contrast, blur (grad estompare), zgomot, rezoluție, artefacte și distorsiuni. CONTRASTUL UNEI IMAGINI = diferența dintre obiect și zona de fundal Contrastul este caracteristica cea mai fundamentală a unei imagini. SENSIBILITATE LA CONTRAST = principala caracteristică care stabilește relația dintre contrastul imaginii și contrastul obiectului Creșterea sensibilității la contrast implică îmbunătățirea contrastului și a vizibilității structurilor din interiorul organismului. Sensibilitatea la contrast este o caracteristică a unei metode de imagistică și a variabilelor pentru un anumit sistem de imagistică. Acesta se referă la capacitatea sistemului de a traduce contrastul obiectului fizic în contrastul imaginii. Anumite metode dețin o sensibilitate la contrast mai mare decât altele. Exemplu: CT-ul prezintă o sensibilitate mai bună la contrast comparativ cu radiologia convențională. Cele 2 folosesc aceeași sursă: energia fotoelectrică, de aceea pot fi comparate. Acest lucru este demonstrat de capacitatea metodei de tomografie de a oferi o vizualizare a obiectelor care corespund unor țesuturi moi (mase) pe care o radiografie nu le poate evidenția. BLUR ȘI VIZIBILITATEA DETALIULUI Blur: prin convoluție se pierd valorile Dimensiuni mari => blur-ul nu modifică așa de mult Dimensiuni mici => obiectele sunt greu de diferentiat 7 ZGOMOT = fluctuații aleatoare de intensitate ale imaginii care nu sunt datorate semnalului propriu-zis, oferă un aspect granulat/texturat imaginii Zgomotul alb = un semnal aleator cu o bandă de frecvență foarte mare; se datorează radiațiilor cosmice, activităților umane sau fenomenelor meteorologice; Zgomotul se poate suprapune informației/semnalului util în 2 moduri: ➔ aditiv: g(x,y) = f(x,y) + n(x,y) ➔ multiplicativ: g(x,y) = f(x,y) * n(x,y) Evaluare Cantitativă - cât a afectat zgomotul informația utilă, calculând raportul SNR: Raport energia imaginii inițiale și energia zgomotului suprapus acesteia. Exemple de distribuții cel mai des întâlnite în practică: distribuția Uniformă, distribuția Gaussiană, Sare și Piper (salt & pepper), Rayleigh, Maxwell, Gamma, Poisson, Laplace. Exemplu: În cazul radiografiei, numărul de fotoni G înregistrați per unitatea de arie cu distribuție Poisson. μ - amplitudine semnal (medie număr fotoni per unitatea de arie) σ - ampl. zgomotului (distribuția standard) ➔ Distributie Poisson μ = σ Concluzia: un număr de fotoni incidenți mai mare poate conduce la un SNRa mai mare. În practică, SNR este specificat în decibeli: Exemplu: SNRa (dB) = 2 => SNR(dB) = 6 dB SNRa (dB) = 10 => SNR(dB) = 20 dB ARTEFACTE ȘI DISTORSIUNI Artefacte = caracteristici ale imaginii care nu reprezintă un obiect sau o componentă anatomică în imagine. De cele mai multe ori, acestea nu afectează semnificativ vizibilitatea unui obiect sau precizia unui diagnostic. Pot obtura totuși o parte a unei imagini sau pot fi interpretate ca o componentă anatomică. Artefactele non-aleatoare = caracteristici de imagine care nu corespund unui obiect real și nu sunt cauzate de zgomot. În funcție de natura lor, acestea pot fi de mai multe tipuri: de mișcare, artefact în forma de stea, artefacte datorate creșterii în intensitate a fasciculului, artefacte în forma de inel 8  Distorsiuni: O imagine medicală nu trebuie doar să facă vizibile obiectele interne ale corpului, ci ar trebui să recreeze o imagine corectă legata de dimensiunea, forma și pozițiile relative. Distorsiuni geometrice: (a) doua obiecte de dimensiuni diferite par să aibă aceeași dimensiune în imaginea rezultat (b) doua obiecte cu aceeași dimensiune par să aibă dimensiuni diferite în imaginea rezultat COMPROMISURI influențează calitatea imaginii Exemplu: dacă o variabilă este modificată pentru a îmbunătăți o caracteristică de calitate a imaginii, cum ar fi zgomotul, adesea ea afectează în mod negativ alte caracteristici, cum ar fi blur-ul și vizibilitatea detaliilor. CARACTERISTICILE TESUTULUI O combinație de doi factori determină unicitatea fiecărei metode de imagistică: – caracteristicile de țesut – perspectiva de vizualizare La randul lor, caracteristicile specifice de țesut, care produc contrastul diferitelor nuanțe de gri contrast și imagine variază în funcție de de modalitățile și metodele diferite utilizate. Semnele pot fi observate numai dacă condiția produce o schimbare fizică în țesutul asociat. Exemple: În imagistica de proiecție (radiografie și fluoroscopie), imaginile sunt formate prin proiectarea unui fascicul de raze X prin corpul pacientului și captarea umbrelor pe un receptor adecvat care convertește imaginea cu raze X într-o imagine vizibilă. Avantajul principal: un volum mare din corpul pacientului poate fi vizualizat cu o singură imagine. Dezavantaj: prin natura lucrurilor, structurile și obiectele sunt adesea suprapuse, astfel încât imaginea unui obiect de interes s-ar putea interfera cu vizibilitatea altuia din imediata vecinatate. Tomografia, ecografia, tomografia cu emisie de pozitroni (PET), și tehnica RMN produc imagini de planuri selectate sau felii de țesut din corpul pacientului. Avantajul general al unei imagini tomografice este vizibilitatea crescută a obiectelor în planul sondat. Dezavantajul major este că doar o felie mică din corpul unui pacient poate fi vizualizată cu o imagine. 9 FUNCȚIA DE TRANSFER A MODULATIEI Condiții: 1. f (x,y) ≥ 0 => 0 ≤ mf ≤ 1 2. mf = 1 => fmin = 0 3. mf = 0 => fmin= fmax => f(x,y) nu are contrast 4. f(x,y) , g(x,y) semnale periodice cu aceeași medie => f(x,y) are contrast mai bun ⇔ mf > mg 10 REPREZENTARE GRAFICĂ CONTRAST LOCAL ft – luminanța target fb – luminanța background Dacă: 1) ft > fb => C > 0 2) ft < fb => C < 0 11 Rezoluția unui sistem Rezoluția = capacitatea unui sistem de a descrie detaliile spațiale. Rezoluția unui sistem poate fi caracterizată de funcția de distribuție/întindere a liniei (line spread function) masura care dă grosimea/lățimea unei linii subțiri după procesul de imagistică. Rezoluție ↑ -> Blur ↓ LSI - lățimea (banda) la jumătatea înălțimii FWHM [mm] FWHM -> distanța minimă pe care 2 linii trebuie să o aibă pentru a putea fi distinse separat în imaginea rezultată. FWHM ↓ -> Rezoluția ↑ Explicație: Presupunem ca avem sistemul de imagistică cu funcția de transfer h(x). Exemplul din figura anterioară arată limita până la care se pot apropia cele două puncte a.î. ele să fie percepute separat. În sistemul linear, profilul observat este suma profilelor individuale ale celor două puncte. Figura (C) prezintă distanța de separare minimă care se confundă cu FWHM la care cele două obiecte pot fi distins separat. În acest sens, putem spune că o scadere/micșorare a lui FWHM presupune o creștere a rezoluției. Relația de legătură dintre Rezoluție și MTF Distanța dintre două maxime/minime: f(x,y) = 1/u Amplitudinea semnalului OUT = Amplitudinea semnalului IN * MTF(u) 12 Imaginile cu rezoluții mari sunt preferate în detrimentul celor cu rezoluție slabă pentru că permit vizualizarea detaliilor fine. Acuratețea diagnosticului Acuratețea presupune: – Conformitatea cu adevărul – acuratețe cantitativă – Utilitatea clinică – acuratețea diagnosticului 13 Acuratețea cantitativă -> determinarea de valori numerice a unei trăsături anatomice dintr-o imagine (dimensiunea unei tumori într-o radiografie, rata de metabolizare a glucozei din imaginile nucleare). Poate fi: – Acuratețe numerică: poate fi afectată de 2 surse: - sursa de bias = diferența reproductibilă față de adevăr - de imprecizie – variație aleatoare de la o masuratoare la alta – Acuratețe geometrică: acuratețe în termen de dimensiune/formă a obiectului Aplicație: Acuratețea diagnosticului Considerăm 2 distribuții Gaussiene ale pacienților sănătoși și bolnavi, fiecare distribuție cu un anumit grad de suprapunere, anumiți pacienti sănătoși vor fi clasificați ca bolnavi și invers. Metoda I Threshold = diagnosticul este bazat pe o singura valoare a = TP - true positive = pacienți bolnavi detectați corect; b = FP - false positive = pacienți sănătoși detectați corect; c = FN - false negative = pacienți bolnavi detectați ca fiind sănătoși; d = TN - true negative = pacienți sănătoși care sunt detectați incorect ca fiind bolnavi Acuratetea unui diagnostic nu poate să spună cât de bună este o tehnica de diagnostic. Metoda II: cu ajutorul tabelului de contingență Considerăm un grup de 100 pacienți dintre care 100 bolnavi și 90 sănătoși. În urma testului, 95 de pacienți au fost găsiți ca fiind sănătoși. Calculati Sensibilitatea și Specificitatea. a = TP - true positive = 5 b = FP - false positive = 90 c = FN - false negative = 5 d = TN - true negative = 0 sensibilitate = 50 % specificitate = 100% TN + FP = 90 pacienți sănătoși, adică 100% cu caz real TP + FN = 10 pacienți bolnavi, adică 100% cu cazul real 14 RADIOGRAFIA CONVENȚIONALĂ Tipuri de radiații Radiația particulelor: o Radiația particulelor Alpha o Radiația particulelor Beta Radiația electromagnetică: o Unde radio o Microunde o Unde infrarosu o Unde ultraviolet o Radiatie Gamma o Radiatie X Undele electromagnetice dețin atât o componentă electrică, cât și o componentă magnetică. Razele X = radiație electromagnetică cu spectrul între radiația ultravioletă și radiația Gamma produsă de Radium, Uraniu și alte substanțe radioactive Două tipuri de raze X: Raze X “soft” de la aproximativ 0.12 la 12 keV (10-0.10 nm lungime de undă) - utilizate în imagistică Raze X “hard” de la aproximativ 12 la 120 keV (0.10-0.01 nm lungime de undă) – utilizate în radioterapie Principiul radiografiei convenționale Densitatea optică a filmului radiologic în orice coordonată corespunde caracteristicii de atenuare 𝑒−𝑚𝑥 a razelor X care trec prin organul investigat pentru coordonatele corespunzătoare. Radiatiile X sunt produse prin convertirea energiei preluată de la electroni în energie fotoni. Un tub de raze X = un convertor de energie (energie electrică => o convertește => în radiații X și căldură). – maximizarea producției de raze X și disipare căldura Tubul de raze X este un dispozitiv electric relativ simplu care conține două elemente: un catod și un anod. Descrierea Anodului: componenta în care se produce radiatiile X. Anodul are două funcții principale: (1) conversia energiei electrice în radiație X și (2) disiparea căldurii create în acest proces. Discuri teșite, cuplate la axul unui motor electric care le rotește la viteze relativ ridicate. Punct focal => radiația este produsă într-o zonă foarte mică 15 Descrierea Catodului: mică bobină de sârmă încadrat într-o regiune sub formă de cupă. Funcțiile de baza ale catodului: (1) Expulzarea electronilor din circuitul electric și (2) orientarea/concentrarea lor într-un fascicul Descrierea tubului de raze X Container/ anvelopă: Majoritatea tuburilor cu raze X au înveliș de sticlă. Funcția principală: protecția ansamblului și izolare electrică, efect de vid în tub Housing – Carcasă: Scut și absoarbe radiațiile, cu excepția fasciculului radiației utile care trece prin fereastra special prevazuta. Circuitul de raze X Cele trei cantități electrice ajustabile sunt: – KV (tensiune sau potențialul electric aplicat tubului) – MA (curentul electric care curge prin tub) – S (durata timpului de expunere) Circuitul = sistem de transport pentru electroni Aparatura de diagnostic radiologic Tubul Röntgen emițător al radiației X Generatorul de tensiune înaltă care alimentează tubul Röntgen Detectorul de imagine care captează radiația ce a penetrat prin pacient şi o transformă într-o imagine grafică Schema bloc a unei instalații de radiografie - redresor trifazat: tensiune continuă stabilizată. - invertor comandat: tensiune de frecvenţă înaltă, cu factor de umplere reglabil -> transformator ridicător - o buclă de stabilizare a tensiunii înalte asigură independenţa acesteia de curentul prin tub cu un timp de reacţie sub 0,1 ms - deoarece dependenţa dintre curentul de filament, tensiunea anodică şi curentul anodic rezultat este foarte complexă, în memoria ROM a controlerului este memorată o tabelă care dă curentul de filament necesar pentru a obţine un anumit curent anodic atunci când se ştie tensiunea anodică - camera de ionizare = control automat al expunerii 16 Condiţii impuse şi parametrii unei instalaţii de radiografie – parametrii de funcţionare ai tubului Röntgen sunt controlaţi de către circuitele generatorului => nivele mari de putere razele X pot provoca arsuri/cancer – anodul se încălzeşte excesiv pe durata expunerii => pauze de răcire între examinări( răcire cu ulei) – generatorul influenţează în mod esenţial contrastul şi rezoluţia imaginii radiografice prin parametrii săi: Sunt importante: tensiunea anodica, timpul de expunere, curentul anodic Interacțiunea dintre electronii incidenți și atomii țintei Descrieți cele doua tipuri de interacțiune electroni – atomi care produc radiație X : Radiaţie de frânare interacțiunea parțială dintre electron și câmpul electric al învelișului electronic al atomilor țintei electronul este încetinit şi deviat de la direcția inițială de propagare energia cinetică “furată” de la electron este radiată ca o cuantă (foton) a cărei energie depinde de gradul de interacțiune (unghiul de ciocnire) Radiație caracteristică proprie materialului anodului are loc atunci când energia electronului incident este suficient de mare pentru a smulge un electron de pe straturile interne ale învelişului atomic acesta este înlocuit de electroni de pe straturile externe vecine simultan cu eliberarea unui foton de energie egală cu diferenţa de nivel energetic între straturile succesive fotonii astfel radiaţi au energii exact definite ceea ce se manifestă prin linii spectrale discrete, caracteristice materialului anodului, suprapuse peste spectrul continuu al radiaţiei de frânare. Spectrul energetic de emisie a tubului Röntgen. Spectrul de frânare filtrat În mod normal, pentru obținerea de imagini radiografice se folosește spectrul de frânare filtrat corespunzător. Doar în mamografie se folosește radiația caracteristică a unui anod de molibden(MB). Spectrul de bază al radiației de frânare are o energie maximă a fotonului care corespunde energiei electronilor incidenți Schimbarea KVP electronilor incidenți va modifica în general spectrul radiației de frânare Suprafața totală de sub curba spectru reprezintă numărul de fotoni sau cantitatea de radiație produsă Dacă filtrarea este prezentă, spectrul este în esență un triunghi 17  Efectul valorii KV electronilor incidenți asupra spectrului fotonilor rezultați => Valoarea KV influențează puternic producerea de radiații caracteristice Nicio radiație caracteristică nu va fi produsă în cazul în care valoarea numerică a KV este mai mica decât energia de legătură a electronilor K-shell. Când KV este crescut peste acest nivel prag, cantitatea de radiație caracteristică este în general proporțională cu diferența dintre KV operare incidența și o valoare KV prag Interacţiunea radiaţiei cu materialul biologic Mecanisme cedare energie Împrăștiere coerentă: nu este relevantă pentru niciun interval de energie Împrăștiere Compton: importantă în radiologia de diagnostic Absorbția fotoelectrică: importantă în radiologia de diagnostic Producerea de perechi electron pozitron: importantă în radiologia terapeutică Fotodezintegrare: importantă în radiologia terapeutică Împrăștierea coerentă Efectul de imprastiere coerentă nu este important în studiul obținerii imaginii cu raze X, intrucat efectul are o probabilitate mică de apariție (E < 10keV) Efectul fotoelectric (fenomen fizic, grafic, relație dependentă cu Z, energia fotonului incident) în urma interacţiunii unui foton X cu învelişul atomic al unui atom din ţesutul străbătut de radiaţie, întreaga energie a fotonului (cuanta energetică) este cedată electronului iniţial legat de atom este smuls din atom, care devine ion pozitiv parte din energia fotonului e consumată pentru extragerea electronului (echivalentă cu energia de legătură), restul fiindu-i transmisă electronului devenit liber sub formă de energie cinetică Absorbţia fotoelectrică are loc predominant la fotoni care au o energie relativ scăzută. Probabilitatea absorbţiei, atenuare al nivelului radiaţiei iniţiale, depinde de densitatea ţesutului străbătut de radiaţie. (formula de mai jos) Probabilitatea de apariție a efectului fotoelectric depinde de trei factori: – energia fotonului incident – în cazul în care energia fotonului incident este mai mare decât energia de legatură, atunci probabilitatea de interacțiune este maximă și scade aproximativ E – probabilitatea de interacțiune este cu atât mai mare cu cât electronul este cu atât mai strâns legat de invelisul atomic => probabilitatea de apariție a efectului fotoelectric este direct proporțională cu: 18 Efectul Compton (fenomen fizic, grafic, energia fotonului imprastiat) Împrăștierea fotonilor din fasciculul primar apare în urma interacţiunii dintre un foton de energie relativ mare şi un electron legat la învelişul atomic. În urma interacţiunii fotonul cedează o parte din energia sa electronului (care devine electron liber) şi îşi continuă drumul prin organism deviat de la direcţia iniţială ca un nou foton cu o energie şi frecvenţă reduse. Energia fotonului imprastiat este: Producerea de perechi electron-pozitron În câmpul electric intens din apropierea unui nucleu, fotonul se poate materializa formând o pereche electron-pozitron, dacă energia fotonului este mai mare decât 1,022 MeV (2 x 0,511 MeV), energie echivalentă masei create. Excesul de energie este cedat particulelor sub formă de energie cinetică. Pozitronul, întâlnind un alt electron, se anihilează emiţând două cuante cu energia 0,511 MeV. Interacția radiației X cu tesutul biologic Nicio interacție: razele X trec complet și nemodificate prin țesut și sunt captate în totalitate de dispozitivul de înregistrare al imaginii – captatorul de imagine. Absorbție completă: energia razelor X este absorbită în totalitate de țesut. Absorbție parțială cu împrăștiere: Fenomenul de împrăștiere presupune un transfer parțial de energie tesutului cu radiația împrăștiată rezultantă de energie mai mică și traiectorie diferită. Cele doua forme de interacțiuni ale razelor X importante pentru formarea imaginii de radiografie: – Efectul fotoelectric – efect de absorbție => Fotonul este complet absorbit; Electronul înlăturat din atom este numit fotoelectron și are nivelul de energie egal cu diferența dintre fotonul incident și energia de legatura a electronului din invelisul corespunzator. – Efectul Compton – efect de imprastiere => Electronul își pierde toată energia sa cinetică prin procesul de ionizare și excitație și cade într-o poziție vacantă pe un strat eliberat anterior de către un alt eveniment ionizant Materialele dense (ex. oasele și substanțele de contrast atenuează mai mult razele X comparativ cu materialele mai puțin dense (muschi, grăsime, aer). 19 Implicațiile efectului Compton în formarea radiografiei Probabilitatea de apariție a efectului Compton crește odată cu energia fotonului incident; Efectul Compton este la fel de probabil să apară în cazul țesutului moale ca în cazul tesutului osos. Compton influențează imaginea radiografică, dar nu într-un sens bun. Fotonii împrăștiați nu furnizează informații utile pentru diagnostic. Radiația Compton produce o densitate optică uniformă (efect de încețoșare) pe radiografie care reduce contrastul imaginii. Radiațiile împrăștiate în cadrul efectului Compton contribuie la cea mai mare expunere de radiație, în special în timpul procesului de fluoroscopie. Implicațiile efectului fotoelectric în formarea radiografiei În cazul efectului fotoelectric, energia de legătură a electronului din înveliș este foarte importantă. O energie incidentă a fotonului relativ mică (un kV mic) folosește toată energia (absorbție completă), pentru a scoate un electron din învelișul electronic , lăsând o poziție vacantă. Mult mai probabil să apară în cazul elementelor cu număr atomic mare (de exemplu, oase, substanțe de contrast) și contribuie în mod semnificativ la doză intrucat toata energia fotonica este absorbită de către pacient (și pentru acest ultim motiv, este responsabil pentru producerea de contrast). Probabilitatea ca un anumit foton sa interacționeze fotoelectric depinde de energia fotonica și numărul atomic al atomului. Comparație Efectul fotoelectric și Efectul Compton d.p.d.v. al implicațiilor în formarea radiografiei Efectul de împrăștiere Compton: Rezultate blurate date densității optice uniforme. Receptorul nu știe sa facă diferența dintre fotonii deviați prin efect Compton și cei care redau informația utilă. Efectul de absorbție fotoelectric: Furnizează informație utilă pentru receptor prin faptul ca radiația incidentă este absorbită și nu ajunge pe captatorul/receptorul de imagine. Prezintă contrast bun pentru structuri anatomice cu caracteristică de absorbție mare de raze X, de ex: structuri radioopace, țesut cu număr atomic mare(țesut osos) sau de țesut cu densitate mare de masă Sub pragul de 60 kV avem predominant absorbție fotoelectrică iar, peste 60 kV crește probabilitatea de apariție a efectului Compton. Depinde de proprietățile de atenuare ale țesutului respectiv. Marimile de Atenuare și Absorbție diferențială Atenuarea = Absorbție + Împrăștiere Atenuarea = reducerea numărului de fotoni rămași în fasciculul de radiație după traversarea tesutului în urma procesului de radiatie Absorbție diferențiată = diferențierea dintre razele X absorbite și cele transmise Receptorului: Împrăștiere Compton – nu prezintă informație utilă Absorbție fotoelectrică - produce zonele luminoase pe film - pt că nu ating receptorul Razele X transmise - produc zonele de gri/negru pe filmul radiologic în funcție de capacitatea de penetrare a radiatiei incidente 20 Absorbția diferențială: Fundamentală pentru formarea imaginii Se datorează fenomenelor de absorbție, împrăștiere și transmisie a razelor X Crește pe măsură ce energia incidentă (kV fotonilor incidenți) aplicată scade Aproximativ 1% din fotonii din fasciculul incident care interacționează cu pacientul ajung pe captatorul de imagine din care doar 0.5% poartă informația utilă și formează imaginea radiologică Legea Lambert-Beer pentru raze X și semnificația imaginii înregistrate pe o radiografie Imaginea radiologică corespunde intensităţii radiaţiei transmise (neabsorbite) de ţesutul străbătut. Coeficientul de atenuare și relațiile de dependență Determinarea adâncimii de pătrundere a razelor X Razele X sunt atenuate la trecerea lor prin tesutul investigat. Intensitatea razelor X scade odată cu înaintarea acestora în țesut. Practic, fiecare interacție a unui foton de raze X cu un atom din material înlătură raze X din fasciculul emergent. Scaderea fasciculului de raze X depinde de doi factori: grosimea/adâncimea x și o caracteristică de material numită coeficient liniar de absorbție: A. Intensitatea scade după o lege exponențială (mai sus) µ = coeficient de absorbție de masă, densitatea de material ρ 21 TOMOGRAFIA COMPUTERIZATĂ (CT) Tomografie = imaginea unui plan/felie din corp (gr 1-10mm) Voxel = pixel + volum O proiecție este egală cu suma valorilor materialului de-a lungul direcției de proiecție. P(r,θ) = ∑μi i - secvența de puncte pe s Radiografie: CT: unde Unități Hounsfield: Fiecare pixel are un număr CT (media valorilor atenuării din voxel). Aceste numere sunt comparate cu atenuarea apei și sunt afișate în unități Hounsfield. Scara de unități Hounsfield atribuie: Apa: CT number = 0 HU Aer: CT number = -1000 HU Gama de numere CT este dată de 2000 HU și fiecare număr reprezintă o nuanță de gri. unde: μ = coef de atenuare Metode de achiziționare: Viteza mare de achiziție ( 20 kHz; Ultrasunetele - au o directivitate remarcabilă datorită lungimilor mici de undă (λ mici) - utilizează frecvențe foarte înalte (în MHz) Ultrasunetele utilizate în medicină: 2MHz la 16MHz cu aplicații medicale specifice până la 50 MHz. Ultrasonografia = sistem de ultrasunete cu frecvente mari ! Imagistica care folosește ultrasunete se bazează pe proprietatea de reflectivitate. Proprietatea de reflectivitate: Se plasează un strat subțire de gel între sondă și piele, pentru a asigura patrunderea sunetului în organism. Sonda conține un emițător și un receptor. Emițătorul transmite un impuls care se reflectă pe o suprafață și revine înapoi către receptor. Aparatul de ultrasunete măsoară timpul necesar impulsului transmis de a reveni la receptor. d=v*t = distanta parcursa de undă Semnalele ecou sunt de 2 feluri: Ecou oglindă: ecoul se reflectă pe suprafețe mari Ecou împrăștiat: provenit din obiecte mici 24 Formarea imaginii (sunet -> imagine) Imaginea consta în: 1. Producerea ultrasunetelor 2. Recepția ecourilor 3. Interpretarea ecourilor = formarea imaginii 1. Producerea ultrasunetelor Undele de ultrasunete sunt produse de un traductor piezoelectric încapsulat într-o carcasă (poate avea mai multe forme) Pulsuri puternice și scurte Sunetele sunt orientate de: - forma traductorului - lentile plasate în fața traductorului Semnale în forma de arc 2. Recepția ecourilor Semnalul produce o vibrație traductorului, care o transformă în impulsuri electrice care ajung la scanner-ul cu ultrasunete. Acolo este procesat și transformat într-o imagine digitală. 3. Formarea imaginii Scanner-ul trebuie să determine de la fiecare ecou: - Timpul necesar ecoului - Distanța focală pentru lanțul de cristale piezoelectrice în faza - permite o imagine clară a ecoului - Puterea ecoului -> determină luminanța: *alb - ecou puternic negru - ecou slab Sistemul de imagistică cu ultrasunete – schema bloc Sistemele moderne de ultrasunete folosesc componente electronice digitale pentru a controla cele mai multe funcții în procesul de imagistica. Traductorul: - Element piezoelectric, care intra în contact direct cu pacientul - Are 2 funcții majore: 1. Produce impulsuri 2. Transmite sau detectează ecourile - Când un impuls e aplicat elementului piezoelectric, acesta vibrează 25  Generator de impulsuri = produce impulsuri electrice care sunt aplicate pe traductor (viteze de 1000 impulsuri/secundă) Amplificator - utilizat pentru a mări amplitudinea de impulsuri electrice Generator de scanare - controlează scanarea fasciculului de ultrasunete Convertor de scanare - convertește formatul fasciculului de scanare cu ultrasunete într-un format de matrice Procesor de scanare - include funcții specifice de contrast și reformare a imaginii Afișaj - imaginile cu ultrasunete digitale sunt vizualizate pe monitorul echipamentului Atenuarea ultrasunetelor în țesut Atenuarea este folosită pentru pierderea de amplitudine a undei. Amplitudinea atenuării: unde µA = factor de amplitudine a atenuării [cm-1] Se definește coeficientul de atenuare (α): => atenuarea ultrasunet: Aplicații ale ultrasunetelor Neonatologie Anestezie Cardiologie: ecocardiografia Gastroenterologie Medicina de urgență Neurologie Oftalmologie Urologie Imagistica Doppler Ecografia Doppler poate să identifice riscul de accident vascular cerebral. Ecografia Doppler a arterelor cervicale = o metodă simplă, lipsită de pericole pentru pacient, și care poate da foarte multe informații despre arterele pacientului și despre modul cum circulă sângele prin aceste artere. 26