Seminarium 4. Wybrane metody diagnostyki obrazowej

Seminarium 4 Wybrane metody diagnostyki obrazowej 1. Obrazowanie cyfrowe. Podstawowe parametry charakteryzujące obraz. Histogram obrazu. 2. Radiologia klasyczna. Budowa i zasada działania aparatu rentgenowskiego. Dobór parametrów badania rentgenowskiego. 3. Detektory obrazu w radiologii (błona rentgenowska, płytka obrazująca, CCD, CsI, ase) 4. Krzywa charakterystyczna detektora promieniowania X na przykładzie błony rentgenowskiej i płytki obrazującej. 5. Tomografia komputerowa. Budowa i zasada działania tomografu. 6. Metody prezentacji obrazu w tomografii. Jednostki Hounsfielda. Okno tomograficzne. 7. Tomografia rezonansu magnetycznego. Budowa i zasada działania tomografu rezonansu magnetycznego. Technika wykonywania badania. 8. Środki kontrastowe w diagnostyce obrazowej. 9. Ultrasonografia dopplerowska. 10. Promieniowanie podczerwone w diagnostyce obrazowej. 11. Techniki endoskopowe. Zasada działania światłowodu. 1

Spis treści Obrazowanie cyfrowe. Podstawowe parametry charakteryzujące obraz. Histogram obrazu.... 3 Radiologia klasyczna. Budowa i zasada działania aparatu rentgenowskiego. Dobór parametrów badania rentgenowskiego.... 8 Detektory obrazu w radiologii (błona rentgenowska, płytka obrazująca, CCD, CsI, ase)... 13 Krzywa charakterystyczna detektora promieniowania X na przykładzie błony rentgenowskiej i płytki obrazującej.... 18 Tomografia komputerowa. Budowa i zasada działania tomografu.... 19 Metody prezentacji obrazu w tomografii. Jednostki Hounsfielda. Okno tomograficzne.... 23 Tomografia rezonansu magnetycznego. Budowa i zasada działania tomografu rezonansu magnetycznego. Technika wykonywania badania.... 26 Środki kontrastowe w diagnostyce obrazowej.... 32 Ultrasonografia dopplerowska.... 34 Promieniowanie podczerwone w diagnostyce obrazowej.... 37 Techniki endoskopowe. Zasada działania światłowodu.... 40 2

Obrazowanie cyfrowe. Podstawowe parametry charakteryzujące obraz. Histogram obrazu. Najważniejszą cechą metod obrazowania cyfrowego jest obecność w procesie pozyskiwania obrazu etapu, w którym obraz zapisany jest w pamięci urządzenia obrazującego w postaci zbioru liczb. Zwykle elementem składowym urządzenia obrazującego odpowiedzialnym za akwizycję obrazu jest komputer, a bardzo często ostateczna forma obrazu przybiera postać analogową (np. wydrukowana seria obrazów tomograficznych na błonie fotograficznej). Obraz cyfrowy może być kodowany na wiele sposobów. Podstawowe kryterium podziału metod zapisu obrazu w formie cyfrowej stanowi podział na grafikę wektorową i rastrową. W przypadku grafiki wektorowej obraz postrzegany jest, jako zbiór prostych obiektów, wchodzących w skład bardziej skomplikowanej całości. Przykładowo obraz popularnej emotikony uśmiechniętej buzi możemy opisać, jako koło z umieszczonymi wewnątrz dwoma kropkami i fragmentem łuku (rys. 1). Proste obiekty, z których składa się obraz charakteryzowane są pewnym zestawem liczb (wektorem) opisującym ich własności, np. położenie na płaszczyźnie, rozmiar w kierunku poziomym i pionowym, grubość linii konturu itp. Użyteczność grafiki wektorowej w zastosowaniach medycznych jest ograniczona i w większości przypadków stosuje się drugie podejście do obrazu, jakim jest grafika rastrowa. (a) (b) Rys. 1. Rysunek przedstawia schematycznie różnicę pomiędzy obrazem zapisanym wektorowo i rastrowo. W grafice wektorowej obraz jest postrzegany, jako suma prostych obiektów opisanych matematycznie (a), a więc koło, dwie kropki i łuk o określonych własnościach (położenie, kolor, grubość linii itd.). W grafice rastrowej (b) obraz jest prostokątną tablicą punktów, z których każdy opisywany jest osobno. Jego właściwości (w tym przypadku kolor) kodowane są w pamięci komputera w formie liczb. Np. kolor czarny 0, kolor biały 255. Obraz rastrowy powstaje, poprzez podział obszaru obrazowanego (zawsze o kształcie prostokąta) na bardzo dużo małych prostokątnych elementów o identycznych rozmiarach, z których każdy charakteryzowany jest liczbą. Punkty obrazu nazywane są pikselami (polski odpowiednik angielskiego terminu pixel, który jest skrótem od picture element). Liczba reprezentuje jakąś fizyczną cechę obrazowanego obszaru. Przykładowo kolorowa fotografia jest 3

zbiorem punktów, z których każdy charakteryzuje się określonym kolorem, a kolor może być zakodowany w pamięci komputera, jako liczba. Podział obrazowanego obszaru na punkty obrazu jest konsekwencją konstrukcji urządzenia obrazującego, lub algorytmu stosowanego podczas obrazowania. Przykładowo cyfrowy aparat fotograficzny wyposażony jest w detektor obrazu (matryca CCD, albo CMOS) składający się z dużej liczby małych elementów światłoczułych ułożonych w wielu rzędach i kolumnach obok siebie na prostokątnym obszarze. Układ optyczny aparatu rzutuje obraz rejestrowanego obszaru na detektor, a każdy jego element światłoczuły rejestruje kolor odpowiadającego mu fragmentu fotografowanego otoczenia. Inaczej sprawa wygląda w rentgenowskim tomografie komputerowym. Przy pomocy specjalnie ukształtowanej wiązki promieniowania X prześwietlana jest pojedyncza warstwa badanego obiektu. Ilość promieniowania przechodzącego przez obiekt w różnych kierunkach jest rejestrowana przez układ detektorów. Obraz warstwy rekonstruowany jest przez komputer z założeniem podziału obrazowanego obszaru na małe kwadratowe elementy o identycznej wielkości. W ostatnim przypadku to algorytm rekonstrukcji obrazu decyduje o podziale obrazowanego obszaru na piksele. Podstawowymi cechami obrazu mającymi wpływ na jakość obrazowania jest jego rozmiar, który determinuje geometryczną zdolność rozdzielczą i długość liczby, która reprezentuje pojedynczy piksel w pamięci komputera. Ta ostatnia cecha determinuje rozdzielczość względem parametru fizycznego, którego rozkład opisuje obraz. Rozmiary obrazu, a geometryczna zdolność rozdzielcza. Zdolność rozdzielcza urządzenia obrazującego, którą można jakościowo rozumieć, jako zdolność do obrazowania małych szczegółów, związana jest z rozmiarem tworzonego przez urządzenie obrazu wyrażanym w liczbie rzędów i kolumn pikseli. Najlepiej zrozumieć to na przykładzie (rys. 2). Wyobraźmy sobie prostokątny obszar o określonych wymiarach fizycznych np. 1 m 1m, który zostanie cyfrowo zobrazowany z zastosowaniem dużej (100 100) i małej liczby pikseli (10 10) obrazu. W przypadku obrazu 100 100 pojedynczemu pikselowi odpowiada obszar rzeczywisty o wymiarach 1cm 1cm i detale o tego rzędu wymiarach fizycznych zostaną uwidocznione na obrazie. W drugim przypadku piksel obrazu będzie odpowiadał obszarowi 10cm 10cm i szczegóły o mniejszych wymiarach fizycznych nie będą rozróżnialne na obrazie. Obecnie rozmiary obrazów określa się w zależności od dziedziny obrazowania na dwa sposoby. Albo podając rozmiar obrazu w pionie i w poziomie wyrażony liczbą pikseli (tomografia komputerowa - np. 512 512), albo podaje się całkowitą liczbę pikseli w obrazie w megapikselach (fotografia cyfrowa np. 10 Mpxl, tj. ok. 10 mln punktów obrazu). 4

(a) (b) (c) Rys. 2. Wpływ rozmiaru obrazu rastrowego na jakość obrazowania. Oryginalny obszar (po lewej) został zobrazowany na obrazie rastrowym o rozmiarach 100 100 punktów (w środku) i 10 10 punktów (po prawej). Aby uwidocznić różnice wszystkie trzy wersje obrazu zostały na rysunku zostały przeskalowane tak, aby ich fizyczne rozmiary były identyczne. (a) (b) (c) (d) Rys. 3. Wpływ długości liczb kodujących właściwości punktów obrazu na jakość. Obraz zapisano, jako obraz kolorowy (a). W tym przypadku właściwość (kolor) każdego punktu obrazu zapisany jest przy pomocy liczby binarnej o długości 24 bity. Ten sam obraz zapisano kolejno przy pomocy liczb ośmio-, cztero- i trzybitowych; odpowiednio (b), (c) i (d). Długość liczby reprezentującej piksel obrazu. Każdy obraz jest odwzorowaniem powierzchniowego (przestrzennego w przypadku obrazów trójwymiarowych 3D) rozkładu jakiegoś parametru fizycznego. Przykładowo fotografia jest obrazem rozkładu kolorów w fotografowanej scenie, a obraz rentgenowski jest rozkładem natężenia promieniowania rentgenowskiego docierającego do każdego punktu detektora obrazu. Obraz uzyskiwany w rentgenowskiej tomografii komputerowej jest natomiast rozkładem liniowego współczynnika osłabienia promieniowania X w zrekonstruowanym przekroju. Każda obrazowana cecha fizyczna w obszarze, któremu odpowiada pojedynczy punktu obrazu, może przybierać szeroki i ciągły zakres wartości. Na przykład punkty fotografowanej sceny mogą charakteryzować się dowolnym natężeniem światła czerwonego. Z drugiej strony trzeba mieć świadomość tego, że 5

pamięć każdego urządzenia jest ograniczona i do zapamiętania informacji o puncie obrazu musi być zarezerwowana konkretna ilość miejsca w pamięci (na przykład jeden bajt). Prowadzi to do wniosku, że liczba reprezentująca wartość piksela obrazu jest skończona i ma konkretną ilość cyfr (miejsc dziesiętnych). Rozpatrzmy ten problem na przykładzie sytuacji, kiedy jeden piksel obrazu zapisany jest przy pomocy jednego bajta. Jeden bajt może być rozumiany, jako liczba w zapisie binarnym składająca się z ośmiu cyfr (zer, lub jedynek). Jakie kombinacje zer i jedynek możemy zrealizować przy pomocy ośmiu cyfr? Są to kolejno 00000000, 00000001, 00000010, 00000011, 00000100 itd. aż do 11111100, 11111101, 11111110 i 11111111. Takich kombinacji jest dokładnie 2 8, czyli 256. Oznacza to, że cały zakres fizycznej cechy, której rozkład badamy może być w pamięci komputera zakodowany jedynie przy pomocy 256 różniących się poziomów. Załóżmy, że obrazujemy rozkład natężenia światła. Musimy się umówić, że maksymalne rejestrowane natężenie światła w obrazowanym obszarze będzie reprezentowane np. liczbą 11111111 (czyli 255 w systemie dziesiętnym). Umawiamy się również, że minimalne natężenie światła będzie reprezentowane liczbą 00000000 (czyli 0 w każdym systemie). Zakres natężeń podzielimy na równe 254 części i będziemy je kodowali kolejnymi pozostałymi liczbami z zakresu od 1 do 254. Można w ten sposób zakodować 256 różnych poziomów natężenia światła. A co w sytuacji, kiedy potrzebujemy większej dokładności? Możemy zarezerwować w pamięci urządzenia na przykład dwa bajty do reprezentowania pojedynczego piksela, co da nam potencjalną możliwość rozróżniania 65536 różnych poziomów natężenia światła. Problem ten zilustrowano na rys. 3. Jakość obrazowania jest zawsze zdeterminowana ilością miejsca zarezerwowanego w pamięci urządzenia obrazującego do zapisu pojedynczego piksela obrazu, ale również ilością dostępnego miejsca w pamięci w ogóle. Od ilości pamięci zależy, jakie są maksymalne rozmiary obrazu w sensie liczby jego punktów. Pomijamy tutaj oczywiście inne liczne ograniczenia wynikające z budowy urządzeń obrazujących. Jednym z pojęć związanych z obróbką obrazów cyfrowych jest histogram obrazu. Jest to wykres, najczęściej słupkowy, przedstawiający liczebność punktów obrazu, jako funkcję ich wartości. Jako przykład rozważmy obraz pochodzący z rentgenowskiej tomografii komputerowej. Zakres wartości jednostek Hounsfielda (HU) rejestrowanych w typowym tomografie komputerowym, to -1023 3073. Każdy voxel (trójwymiarowy piksel) obrazu przyjmuje jedną z wartości z tego zakresu. Typowy obraz warstwy ma rozmiary 512 512 voxeli. 6

Histogramem obrazu CT będzie w tym przypadku wykres, na którego poziomej osi będzie skala Hounsfielda. Każdej HU będzie przypisany słupek o wysokości odpowiadającej liczbie punków obrazu reprezentujących tą konkretną wartość HU. Zwróćmy uwagę, że suma wysokości wszystkich słupków tworzących histogram jest równa dokładnie 512 512 = 262144. Znajomość histogramu bywa użyteczna w wielu algorytmach obróbki obrazu mających na celu poprawę jego jakości, albo pozyskanie pewnych dodatkowych informacji. (a) (b) (c) (d) Rys. 4. Oryginalne zdjęcie (a) i jego histogram w oknie dialogowym jednego z popularnych programów graficznych (b). Zdjęcie wykonano przy niewłaściwych ustawieniach, co skutkowało niskim kontrastem, szczególnie w tle. Na histogramie uwidoczniło się to w postaci wysokiego maksimum po lewej stronie. Poprawa kontrastu polegała na takim przeskalowaniu skali szarości, aby histogram przesunął się w prawo. Na dole pokazano obraz po korekcie (c) wraz z jego histogramem (d). 7

Z histogramem obrazu można się zetknąć w praktyce w programach graficznych do obróbki grafiki rastrowej, albo podczas wykonywania zdjęć przy pomocy aparatu cyfrowego. Większość aparatów cyfrowych posiada możliwość wyświetlenia histogramu wykonanego zdjęcia, co pozwala stwierdzić, czy ustawiono właściwie warunki naświetlania w przypadku ustawień ręcznych. Na rys. 4 pokazano wykorzystanie znajomości histogramu podczas optymalizacji kontrastu obrazu. Radiologia klasyczna. Budowa i zasada działania aparatu rentgenowskiego. Dobór parametrów badania rentgenowskiego. Rentgenodiagnostyka jest najstarszą bezinwazyjną metodą pozwalającą na badanie wnętrza ciała pacjenta. Wykorzystuje fakt, że intensywność promieniowania rentgenowskiego przechodzącego przez materię maleje zgodnie z prawem osłabienia. Osłabienie zależy od rodzaju materiału i jego grubości. Prześwietlając ciało pacjenta jednorodną wiązką promieniowania rentgenowskiego otrzymujemy rozkład intensywności wiązki, który odzwierciedla rozmieszczenie tkanek. Nowoczesne aparaty rentgenowskie są skomplikowanymi i zaawansowanymi technologicznie urządzeniami, jednakże w każdym z nich można wyróżnić kilka elementów, bez których ich działanie nie było by możliwe. Podstawowymi elementami są źródło promieniowania X, jakim jest lampa rentgenowska i układ detekcyjny. Lampy rentgenowskie stosowane w radiologii klasycznej generują promieniowanie o maksymalnych energiach do 150 kev, a ich anody zbudowane są w zależności o zastosowań z wolframu, molibdenu i rodu, lub ze stopów w/w metali. Układ detekcyjny musi dawać możliwość rejestracji intensywności promieniowania X na dużej powierzchni i musi być detektorem pozycyjnym. Oznacza to, że ważna jest możliwość stwierdzenia, jaka intensywność promieniowania dociera do każdego punktu powierzchni detektora. Do niedawna stosowano błony rentgenowskie w połączeniu z tzw. foliami wzmacniającymi, a w chwili obecnej stosuje się innego rodzaju detektory zapewniające możliwość obrazowania cyfrowego. 8

Rys. 5. Uproszczony schemat budowy aparatu rentgenowskiego. W klasycznej radiologii detektorem jest kaseta rentgenowska zawierająca dwie folie wzmacniające, w której umieszcza się błonę rentgenowską. W radiologii cyfrowej w miejscu kasety umieszcza się inne detektory. Schemat pokazuje również zasadę działania kratki antyrozproszeniowej. Pokazany jest przekrój poprzeczny przez kratkę. Metalowe elementy (niebieskie paski) posiadają duży współczynnik osłabienia i pochłaniają kwanty promieniowania X, których kierunki są inne (linia przerywana) niż kierunki kwantów biegnących na wprost z ogniska lampy rentgenowskiej (linia ciągła). Rzadziej wymienianym elementem składowym aparatu rentgenowskiego nieodzownym w obrazowaniu radiologicznym są kratki antyrozproszeniowe. Jednym z efektów towarzyszących przechodzeniu promieniowania przez ciało pacjenta jest rozproszenie comptonowskie, które prowadzi do zmiany kierunków kwantów promieniowania. W efekcie do każdego punktu detektora dociera informacja nie tylko z linii łączącej ten punkt z ogniskiem lampy, ale z całej naświetlanej objętości (rys. 5). Promieniowanie rozproszone może w niektórych przypadkach stanowić nawet 60% całego promieniowania docierającego do detektora. Powoduje to rozmycie obrazu. Kratka antyrozproszeniowa układana jest pomiędzy pacjentem a detektorem i zbudowana jest z cienkich metalowych listewek przedzielonych materiałem o niskim współczynniku osłabienia. Listewki ułożone są tak, aby metalowe elementy absorbowały promieniowanie padające pod innymi kątami, niż pochodzące bezpośrednio z ogniska lampy (rys. 5). Aby wyeliminować powstawanie na obrazie cienia kratki antyrozproszeniowej wprawia się ją w ruch podczas wykonywania obrazu, przez co jej obraz się rozmywa. 9

W nowoczesnym aparacie rentgenowskim można wyróżnić cały szereg innych elementów, takich jak przesłony formujące kształt wiązki, filtry, układ automatycznego doboru parametrów naświetlania, czasami układ pozwalający na podgląd obrazu w czasie rzeczywistym. Uzyskanie dobrej jakości obrazu rentgenowskiego wymaga prawidłowego ustawienia parametrów pracy lampy. Należy prawidłowo dobrać maksymalne napięcie anodowe (U max ), prąd anodowy (I) i czas naświetlania (t). Pomimo tego, że nowoczesne aparaty dają możliwość automatycznych ustawień trzeba sobie zdawać sprawę z zasad doboru tych parametrów. Maksymalne napięcie anodowe decyduje o energii kwantów promieniowania zastosowanych do prześwietlenia. Jego dobór zmienia widmo promieniowania X generowanego przez lampę rentgenowską. Czym wyższe U max tym większy udział wysokoenergetycznych kwantów w widmie i tym większa przenikliwość promieniowania. Dla pacjentów o szczupłej budowie ciała i dla dzieci można stosować niższe napięcia (rys. 6). Wyższe napięcia, a co za tym idzie wyższe energie są bardziej korzystne ze względu na dawkę promieniowania otrzymywaną przez pacjenta, a niższe pozwalają uzyskiwać obrazy o lepszym kontraście (rys. 7). Wydajność detekcji detektorów stosowanych w rentgenodiagnostyce maleje z energią promieniowania (rys. 8). Dobór U max jest zawsze kompromisem pomiędzy dawką otrzymywaną przez pacjenta, a jakością uzyskanego obrazu. W przypadku błon rentgenowskich niską wydajność samych błon poprawiano stosując je zawsze w połączeniu z foliami wzmacniającymi. Z tego powodu za detektor obrazu w klasycznej rentgenografii uważa się układ błona folia wzmacniająca. Folia wzmacniająca, to folia wykonana z tworzywa sztucznego pokryta substancją, która pod wpływem promieniowania X emituje kwanty światła widzialnego (efekt luminescencji). Folie ściśle przylegają do błony na całej jej powierzchni i układane są po obydwu jej stronach. Korzyść z zastosowania folii jest podwójna. Po pierwsze wydajność detekcji błony jest wyższa dla kwantów światła niż, dla kwantów promieniowania X, po drugie kwanty promieniowania X niosą znacznie wyższą energię i są w stanie w warstwie czynnej folii wzmacniającej wygenerować kilkadziesiąt, albo nawet kilkaset kwantów światła widzialnego. Substancje stosowane do produkcji folii wzmacniających to m.in. CaWO 4, Y 2 O 2 S, Ga 2 O 2 S, La 2 O 2 S. 10

Rys. 6. Transmisja promieniowania przechodzącego przez tkankę miękką w funkcji jej grubości dla pięciu energii promieniowania X. Przez transmisję promieniowania rozumiemy stosunek liczby fotonów przechodzących przez materiał, do liczby kwantów padających. Wykres pokazuje, że przenikliwość tkanki silnie zależy od energii kwantów promieniowania, zwłaszcza dla niskich energii. Rys. 7. Wykres zależności masowego współczynnika osłabienia (µ) promieniowania X w funkcji energii kwantów promieniowania. Skala µ jest skalą logarytmiczną dla poprawy czytelności obrazu. W zakresie energii powyżej 20 kev różnice współczynników absorpcji dla trzech materiałów będących odpowiednikiem tkanki miękkiej (woda), tłuszczu (alkohol etylowy) i kości (hydroksyapatyt) maleją, co oznacza, że najlepsze różnicowanie tkanek ma miejsce dla małych energii z zakresu powyżej 20 kev. 11

Rys. 8. Wykres zależności wydajności detekcji dla układu błona rentgenowska folia wzmacniająca od energii. Z wykresu widać, że czym mniejsza energia kwantów promieniowania, tym większa wydajność detekcji. Przez wydajność detekcji rozumiemy procent zarejestrowanych przez detektor kwantów, w stosunku do całkowitej liczby kwantów, które na niego padają. Maksimum obserwowane przy energii ok. 25 kev związane jest z tzw. krawędzią absorpcji. Występuje ona wtedy, gdy energia kwantów promieniowania dopasowana jest do energii wiązania elektronu w materiale absorbentu, co związane jest ze zwiększeniem się prawdopodobieństwa oddziaływania (w tym przypadku chodzi o elektron na powłoce K w atomie srebra). Optymalizacja prądu anodowego i czasu naświetlania w rentgenodiagnostyce przypomina problem doboru parametrów naświetlania podczas wykonywania zdjęć z użyciem aparatu fotograficznego. W fotografii należy zoptymalizować rozmiar przesłony i czas naświetlania. Rozmiar przesłony decyduje o wielkości strumienia światła docierającego do detektora obrazu, a czas w połączeniu z rozmiarem przesłony decyduje o ilości kwantów światła biorących udział w tworzeniu obrazu. Określoną liczbę kwantów tworzących obraz można uzyskać przy szeroko otwartej przesłonie i krótkim czasie, lub też przy wąskiej przesłonie, ale wtedy trzeba ją otworzyć na dłuższy czas. Odpowiednikiem przesłony w rentgenodiagnostyce jest prąd anodowy (I). Jego wielkość decyduje o liczbie kwantów promieniowania X generowanych na anodzie lampy, czyli również o ich strumieniu w wiązce. Ponieważ ilość promieniowania biorącego udział w tworzeniu obrazu rentgenowskiego jest równocześnie funkcją strumienia (czyli prądu anodowego) i czasu naświetlania (t) zwykle parametrów tych nie ustawia się osobno, ale wprowadza się pojęcie tzw. ładunku (Q) (albo inaczej ekspozycji), który jest iloczynem czasu naświetlania i prądu anodowego (Q=I t). Jednostką ładunku w radiologii jest miliamperosekunda (mas). W celu uzyskania rentgenogramu o dobrej jakości należy dobrać ekspozycję do charakterystyki układu detekcyjnego tworzącego obraz. Ilość promieniowania dochodząca do 12

detektora musi być taka, aby możliwa była obserwacja obrazów tkanek różniących się liniowym współczynnikiem osłabienia. Bardzo dobrze widać to na przykładzie układu błona rentgenowska folia wzmacniająca, którego krzywa charakterystyczna posiada stosunkowo wąski zakres liniowości. Krzywa charakterystyczna, to zależność efektu na detektorze od ekspozycji (rys. 9). W przypadku błony rentgenowskiej efekt opisywany jest ilościowo, jako tzw. gęstość optyczna, którą można rozumieć jako uzyskiwany odcień szarości. Problem gęstości optycznej i krzywej charakterystycznej zostanie omówiony bardziej szczegółowo w jednym z kolejnych rozdziałów. Rys. 9. Krzywa charakterystyczna układu błona rentgenowska folia wzmacniająca. D gęstość optyczna, E ekspozycja. Wartości na osi E przedstawione są w skali logarytmicznej i jednostkach względnych. Prawidłowy obraz powstanie wtedy, kiedy ekspozycja zostanie dobrana w taki sposób, aby ilość promieniowania docierająca do detektora po przejściu przez różne tkanki znalazła się w liniowej części krzywej charakterystycznej. Wtedy różne tkanki zostaną zobrazowane na błonie przy pomocy różnych gęstości optycznych (czyli odcieni szarości). W przypadku wyboru ekspozycji w obszarze określonym na rysunku, jako zadymienie pierwotne, albo nasycenie, powstanie jednorodny niedoświetlony, lub prześwietlony obraz. Detektory obrazu w radiologii (błona rentgenowska, płytka obrazująca, CCD, CsI, ase) Najstarszym detektorem stosowanym w rentgenodiagnostyce była błona rentgenowska podobna do stosowanej w fotografii błony fotograficznej. Jest to folia z tworzywa sztucznego 13

pokryta jedno-, lub dwustronnie emulsją składającą się z żelatyny, bromku srebra (AgBr), jodku srebra (AgI) i wody. Elementami światłoczułymi są kryształki AgBr. Wydajność błony rentgenowskiej jak widzieliśmy na rys. 8 jest niewielka nawet wtedy, gdy użyjemy jej w połączeniu z foliami wzmacniającymi, które znacząco poprawiają wydajność detekcji. Z tego powodu i ze względu na krótki zakres liniowy charakterystyki układu błona rentgenowska folia wzmacniająca (rys. 9), ten rodzaj detektorów obrazu rentgenowskiego odchodzi do historii. Nie będziemy tutaj omawiać zasady działania błony rentgenowskiej. Obecnie systemy wykorzystujące układ błona folia wzmacniająca zastępowane są rozwiązaniami cyfrowymi. Można je podzielić na dwa podstawowe rodzaje rozwiązań: systemy z ucyfrowieniem i systemy cyfrowe. Tą drugą kategorię możemy podzielić na: systemy cyfrowe pośrednie i systemy cyfrowe bezpośrednie. Należy pamiętać, że mimo wielu zalet w stosunku do błony rentgenowskiej rozwiązania cyfrowe mają wciąż swoje ograniczenia. Przykładem jest problem geometrycznej zdolności rozdzielczej, która jest ciągle lepsza w przypadku błony rentgenowskiej niż to ma miejsce w przypadku układów cyfrowych. Najczęściej stosowanym detektorem w systemach z ucyfrowienem są płytki obrazujące (płyty obrazujące, płyty pamięciowe). Wykonane są w postaci folii z tworzywa sztucznego pokrytej luminoforem bazującym najczęściej na halogenkach baru aktywowanych jonami europu, terbu, lub talu (np. fluorobromkiem baru aktywowanym europem - BaFBr:Eu 2+ ). Podstawą fizyczną ich działania jest zjawisko fotostymulowanej luminescencji. Płytki obrazujące umieszczane są w miejscu kasety rentgenowskiej z błoną i naświetlane w tradycyjny sposób. Powstający na nich obraz utajony odzyskiwany jest z naświetlonej płytki obrazującej w postaci cyfrowej z zastosowaniem skanera. Po odczytaniu płytki jest ona naświetlana intensywnym światłem w celu jej wyczyszczenia i przygotowania do ponownego zastosowania. Płytka obrazująca działa dzięki odpowiedniemu układowi poziomów energetycznych elektronów w materiale luminoforu i obecności w jego strukturze krystalicznej pułapek elektronowych przechwytujących swobodne elektrony poruszające się w paśmie przewodnictwa. Pułapki takie mogą być różnego rodzaju, ale dla działania płyt obrazujących najistotniejsze są wakansy jonów Br -. Zasada działania płytki obrazującej pokazana została na rys. 10. Promieniowanie X padając na kryształy luminoforu przenosi elektrony z pasma walencyjnego do pasma przewodnictwa (pionowa czerwona strzałka w górę) i wytwarza równocześnie odpowiednią liczbę dziur w paśmie walencyjnym. Część elektronów od razu rekombinuje z powstałymi dziurami poprzez oddziaływanie z jonami aktywatora (np. Eu 2+ ) dając w efekcie klasyczny efekt luminescencji. Większość elektronów jest jednak więziona w 14

zaburzeniach sieci krystalicznej np. w miejscu, w którym brakuje atomu bromu (lewa strona schematu na rys. 10), aż do momentu oddziaływania fali elektromagnetycznej o odpowiedniej długości. Zapisaną płytkę naświetla się światłem laserowym o odpowiednio dobranej długości światła, które powoduje przejście elektronów ze stanów stanowiących pułapkę do pasma przewodnictwa. Powrót z pasma przewodnictwa do pasma walencyjnego następuje poprzez rekombinację elektronów z dziurami w paśmie walencyjnym z równoczesnym wzbudzeniem jonu Eu 2+ (schematycznie pokazano to na rys. 10 po prawej stronie). Po krótkim czasie wzbudzony jon wraca do stanu podstawowego emitując promieniowanie ultrafioletowe, którego intensywność rejestrowana jest przez skaner. Intensywność światła emitowanego w tym procesie zależy od gęstości elektronów pułapkowanych w materiale, a ta z kolei zależy od ekspozycji. Ważną cechą materiałów stosowanych do budowy płyt obrazujących jest fakt, że odczytywane są one światłem o innej długości niż światło emitowane w procesie odczytu. W celu odczytania utajonego obrazu stosuje się światło czerwone, a rejestruje się intensywność luminescencji w zakresie ultrafioletu (rys. 11). Detektory cyfrowe, w tym również płytki pamięciowe charakteryzują się większym zakresem liniowej charakterystyki niż układ błona rentgenowska folia wzmacniająca. (rys. 12). W efekcie aparaty rentgenowskie wyposażone w tego typu detektory są znacznie mniej czułe na nieprawidłowy dobór parametrów naświetlania. Rys. 10. Zasada działania płytki obrazującej. Opis w tekście. 15

Rys. 11. Typowe wydmo promieniowania używanego do odczytywania płytki obrazującej ( Stymulacja ) i widmo promieniowania otrzymywanego podczas odczytywania płytki ( Emisja ). Rys. 12. Porównanie krzywej charakterystycznej płytki obrazującej i układu błona filia wzmacniająca. W systemach cyfrowych pośrednich obraz rentgenowski powstaje od razu w formie cyfrowej w pamięci komputera sterującego aparatem rentgenowskim. Stosuje się detektory rejestrujące obraz w zakresie światła widzialnego w połączeniu z konwerterem obrazu rentgenowskiego na obraz widzialny. Detektor jest sprzężony z konwerterem poprzez układ optyczny w postaci obiektywu, lub odpowiednio uformowanego światłowodu. 16

Jednym z najpopularniejszych stosowanych obecnie urządzeń pozwalających uzyskiwać obraz widzialny w formie sygnału elektrycznego, a co za tym idzie również w formie cyfrowej są matryce CCD. Stosuje się również matryce CMOS oraz LBCAST JFET. CCD, jest skrótem od angielskiego określenia Charge Coupled Device. Układy tego typu stosowane są w kamerach video, cyfrowych aparatach fotograficznych, telefonach komórkowych, ale również w systemach cyfrowej pośredniej rejestracji obrazów rentgenowskich. CCD produkowany jest w formie układu scalonego z okienkiem umożliwiającym dostęp światła do półprzewodnikowej matrycy światłoczułej (Rys. 13). Matryca światłoczułych elementów zintegrowana jest z systemem odczytu obrazu. Jest ona zbudowana z kryształu krzemu (półprzewodnik) pokrytego warstwą tlenku krzemu (izolator). Na warstwę izolatora napylana jest matryca metalowych elektrod. W ten sposób tworzy się macierz złącz nazywanych MIS (skrót od Metal-Insulator-Semiconductor), które działają jak kondensatory. Elektrody podczas naświetlania są spolaryzowane w taki sposób, że pod każdą z nich pod warstwą izolatora tworzy się studnia potencjału. W studni tej gromadzą się ładunki generowane w trakcie przechodzenia kwantów światła przez kryształ krzemu. Po naświetleniu matrycy CCD światłem powstaje w niej obraz utajony, w postaci rozkładu ładunków. W pikselach, które oddziaływały z dużą ilością kwantów światła jest więcej ładunków, niż w pikselach, przez które przeszło ich mniej. Obraz utajony odczytywany jest poprzez sekwencję odpowiednio sterowanych zmian potencjałów. Ładunek gromadzony w kolejnych pikselach matrycy jest przekazywany na wyjście układu, do przedwzmacniacza. Uzyskany w ten sposób sygnał jest następnie w systemach cyfrowych digitalizowany przez szybkie przetworniki analogowo-cyfrowe (ADC). Rys. 13. Budowa układu CCD. Przy tak przyłożonym potencjale jak pokazano na rysunku studnie potencjału gromadzące ładunek pojawiają się tylko w obszarze spolaryzowanych pikseli. Układy CCD stosowane są w rentgenodiagnostyce w połączeniu z konwerterami promieniowania X na światło widzialne. Konwerterem takim może być w zasadzie dowolna 17

powierzchnia pokryta luminoforem. Atomy wzbudzane poprzez oddziaływania z wysokoenergetycznymi kwantami promieniowania X wracają do stanu podstawowego nie bezpośrednio, a poprzez stany pośrednie. W ten sposób generowane są kwanty światła. Istnieje wiele takich substancji, przykładem może być jodek cezu (CsI), siarczek cynku (ZnS), albo siarczek miedzi (CuS). Innego rodzaju układem cyfrowym pośrednim może być układ wielu elementów światłoczułych takich jak fotodioda, albo tranzystor zestawionych w prostokątne matryce o dużych rozmiarach (rzędu kilkudziesięciu centymetrów) i pokrytych materiałem scyntylatora (np. CsI). Układy cyfrowe pośrednie stosuje się w torach wizyjnych aparatów rentgenowskich, w sytuacji, kiedy istnieje konieczność obrazowania w czasie rzeczywistym, np. w radiologii interwencyjnej. Stosuje się je również w stomatologii. Układy cyfrowe bezpośrednie tym różnią się od układów pośrednich, że rejestrują bezpośrednio promieniowanie X bez konwersji do światła widzialnego. Materiał pozwalający na bezpośrednią rejestrację promieniowania X jest zintegrowany z pikselami matrycy detektorów, które mogą być realizowane na różne sposoby. Materiały stosowane w konstrukcji tego typu detektorów zawierają atomy o dużej liczbie atomowej, co poprawia wydajność detekcji. Stosuje się w tym celu amorficzny selen (ase) albo jodek ołowiu (PbI 2 ). Krzywa charakterystyczna detektora promieniowania X na przykładzie błony rentgenowskiej i płytki obrazującej. Na rys. 9 pokazano przykładowową krzywą charakterystyczną błony rentgenowskiej. Przypominamy, że krzywa charakterystyczna jest to funkcja obrazująca efekt wywołany w detektorze obrazu w zależności od ekspozycji. Efektem na błonie jest jej zaczernienie. Badanie charakterystyki błony było jednym z elementów kontroli jakości w pracowniach rentgenowskich. Stosowało się do tego celu specjalne urządzenia, które naświetlały niewywołaną błonę światłem widzialnym o kilkunastu ustalonych natężeniach. Następnie błona była wywoływana i badana denstytometrem. Densytometr bada ilość światła przechodzącego przez obszary o różnym zaczernieniu. Parametrem, który ilościowo określa efekt otrzymywany na błonie rentgenowskiej jest tzw. gęstość optyczna (D). Definiuje się ją, jako logarytm dziesiętny ze stosunku natężenia światła padającego na wywołaną błonę (I 0 ), do natężenia światła przechodzącego przez nią (I). 18

D = log ( I 0 I ) (1) Maksymalne wartości osiąganych gęstości optycznych dla błon rentgenowskich wynosiły ok. 3. Oznacza to, że przez maksymalnie zaczernione obszary wywołanej błony przechodzi zaledwie 0.1% (1/1000) padających na nią fotonów. W celu uzyskania prawidłowego, kontrastowego obrazu ekspozycję należało dobrać tak, aby obrazy tkanek mieściły się w zakresie prostoliniowym krzywej charakterystycznej. Poziome odcinki oznaczone na rys. 9, jako zadymienie pierwotne i nasycenie były konsekwencją budowy błony rentgenowskiej. Zadymienie pierwotne, to obszary, które nie zostały w ogóle naświetlone. Ich niezerowa gęstość optyczna wynika z faktu, że materiał, na który nanoszona była emulsja fotograficzna ma ograniczoną przezroczystość. Początkowy brak wzrostu gęstości optycznej związany z jest z tym, że ziarna AgBr, stanowiące substancję światłoczułą były uczulane dopiero po kilkukrotnym oddziaływania z fotonami. Wzrost strumienia fotonów zaczyna przynosić efekt dopiero od pewnego momentu. Wtedy zaczyna się szybszy wzrost gęstości optycznej w funkcji ekspozycji, a potem zaczyna się odcinek linowy krzywej charakterystycznej. Dla wysokiej ekspozycji wszystkie ziarna AgBr w emulsji zostają uczulone i dalsze jej zwiększanie nie przynosi już widocznych efektów. Tym tłumaczy się poziomą część krzywej charakterystycznej dla wysokich ekspozycji ( nasycenie ). W przypadku detektorów cyfrowych odcinek prostoliniowy krzywej jest znacznie dłuższy, co znacznie poprawia jakoś obrazowania (rys. 12) i pozwala obniżyć dawkę otrzymywaną przez pacjenta w trakcie badania. Tomografia komputerowa. Budowa i zasada działania tomografu. Terminem tomografia określa się w medycynie techniki pozwalające na obrazowanie przekrojów ciała pacjenta. Istnieje kilka takich metod, różnią się one zasadą działania i rodzajem uzyskiwanych informacji. Każda z nich wymaga zastosowania komputera, ale termin tomografia komputerowa stosowany jest w odniesieniu do tomografii komputerowej wykorzystującej promieniowanie rentgenowskie. W języku angielskim określa się ją, jako computed tomography i stosuje się skrót CT, w języku polskim mówi się tomografia komputerowa i używa się skrótu TK. Zasadnicza różnica pomiędzy klasyczną radiografią i rentgenowską tomografią komputerową polega na tym, że w radiografii otrzymujemy obraz rozkładu liniowego 19

współczynnika osłabienia promieniowania X w postaci rzutu na płaszczyznę, a w tomografii otrzymujemy jego rozkład w dowolnym przekroju ciała pacjenta (najczęściej osiowym) (rys. 14). (a) (b) Rys. 14. Obraz jamy brzusznej pacjenta uzyskany w klasycznej rentgenodiagnostyce (a) i w badaniu z zastosowaniem rentgenowskiej tomografii komputerowej z kontrastem (b). Podstawą działania tomografii komputerowej jest założenie, że wiązka promieniowania X przechodząca przez obiekt niesie informację o liniowych współczynnikach osłabienia wszystkich rodzajów materiału, jakie znalazły się na drodze wiązki. Prześwietlając obiekt wiązką promieniowania X kontrolujemy intensywność promieniowania padającego na obiekt (I 0 ) i mierzymy intensywność wiązki przez niego przechodzącej (I). Wielkości te związane są ze sobą prawem osłabienia, które dla większej liczby tkanek na drodze wiązki można napisać następująco: I = I 0 e μ 1x 1 μ 2 x 2... μ n x n (2) Gdzie µ 1, µ 2,, µ n są liniowymi współczynnikami osłabienia kolejnych voxeli (skrót od angielskiego terminu volume element), a x 1, x 2,, x n to ich grubości. Równanie powyższe można przekształcić do następującej postaci: ln ( I I 0 ) = μ 1 x 1 + μ 2 x 2 + + μ n x n (3) Po lewej stronie mamy wielkość znaną, po prawej znajduje się 2n niewiadomych. Gdyby udało się uzyskać 2n takich równań, to można by ułożyć z nich układ równań i go rozwiązać ze względu na wszystkie µ i oraz x i. Duża liczbę równań można uzyskać wykonując wielokrotne pomiary badanej warstwy np. pod różnymi kątami. 20

Rozważania powyższe pokazują, że istnieje możliwość obliczenia rozkładu liniowych współczynników osłabienia w badanej warstwie, pod warunkiem wykonania dużej liczby pomiarów natężenia wiązki promieniowania X przechodzącej przez tą warstwę. W tomografii zakłada się, że badany obszar składa się z dużej liczby małych jednorodnych (w sensie współczynnika osłabienia) prostopadłościanów o określonych rozmiarach (x 1 =x 2 = =x n =d). Przyjmuje się obecnie najczęściej matrycę 512 512, albo 1024 1024. Założenie takie pozwala wyeliminować połowę niewiadomych z układu równań, bo nie musimy się już martwić nieznanymi rozmiarami tkanek. Nadal jednak zadaniem komputera jest określenie wartości liniowego współczynnika osłabienia dla ok. 250 tys. elementów w przypadku matrycy o mniejszych rozmiarach (512 512) i ok. 1 mln w drugim przypadku. W praktyce nie rozwiązuje się układu równań, tylko stosuje bardziej efektywne algorytmy rekonstrukcji obrazu. W najprostszej wersji układ pomiarowy może składać się w TK się z lampy rentgenowskiej wytwarzającej dobrze skolimowaną wiązkę promieniowania X i detektora. Pacjenta umieszcza się pomiędzy detektorem i lampą i wykonuje się pomiary wzdłuż określonego kierunku wprawiając układ lampa-detektor w zschynchronizowany ruch równoległy. Następnie obraca się układ lampa-detektor o niewielki kąt i wykonuje następny pomiar. Pomiary wykonujemy aż do momentu uzyskania takiej liczby pomiarów, która pozwala zrekonstruować obraz warstwy. Rozwiązanie opisane powyżej jest niepraktyczne, bo czasochłonne. W praktyce wiązkę promieniowania X formuje się w wachlarz i wykorzystuje się równocześnie wiele detektorów tak, jak to pokazano na rys. 15. Rys. 15. Schemat wykonywania pomiarów w tomografii komputerowej. LR- lampa rentgenowska, D detektor. 21

Układ lampa rentgenowska łuk detektorów obraca się wokół pacjenta podczas badania, co pozwala bardzo szybko zebrać dużą ilość informacji z badanej warstwy. Po zakończeniu pomiaru pacjent przesuwany jest razem ze stolikiem, na którym się go układa w celu zbadania kolejnej warstwy. Taki protokół badania nazywa się badaniem sekwencyjnym. Dalsze przyśpieszenie pomiarów uzyskuje się stosując technikę spiralną. Polega ona na tym, że lampa z układem detekcyjnym kręci się cały czas i cały czas ma miejsce akwizycja danych, a pacjent przesuwany jest w tym czasie w sposób ciągły. Unika się w ten sposób czasu potrzebnego na przesuwanie pacjenta do badania kolejnych warstw, ale dzieje się to kosztem pogorszenia zdolności rozdzielczej metody. Nazwa spiralna TK bierze się stąd, że z punktu widzenia pacjenta lampa wykonuje wokół niego ruch po spirali. W przypadku tomografów spiralnych starszych generacji wyposażonych w pojedynczy łuk detektorów badanie pojedynczej warstwy trwało około sekundy. Uniemożliwiało to badania, w których istotny był czas, np. badanie serca, które pozostaje w ciągłym ruchu. Najnowsze generacje skanerów TK tzw. tomografy wielowarstwowe posiadają układy detekcyjne składające się z wielu równoległych łuków detektorów (Rys. 16). Wiązka z lampy rentgenowskiej formowana jest w kształt ostrosłupa. Umożliwia to pomiar wielu warstw równocześnie. Rys. 16. Schemat wielorzędowej tomografii komputerowej. LR lampa rentgenowska, UD układ detekcyjny. 22

Typowy nowoczesny tomograf komputerowy pozwala wykonywać zarówno badania sekwencyjne jak i spiralne. Wyposażony jest w wielorzędowe układy detekcyjne. Liczba warstw badanych jednocześnie dochodzi do 256. Stosuje się detektory półprzewodnikowe, a ich liczba w jednym rzędzie dochodzi do 1000. Badania przeprowadzane są przy napięciu anodowym lampy w zakresie 80-160 kv. Rozdzielczość geometryczna dochodzi do ułamków milimetra w płaszczyźnie obrazu (np. 0.2 0.2 mm 2 ), a minimalna grubość warstwy jest rzędu 0.5 mm. Metody prezentacji obrazu w tomografii. Jednostki Hounsfielda. Okno tomograficzne. Detektory stosowane w tomografii komputerowej dają sygnał analogowy zależny od natężenia promieniowania X rejestrowanego przez detektor. Sygnał taki musi być zdygitalizowany. Stosuje się w tym celu dwunastobitowe przetworniki analogowo-cyfrowe. Oznacza to, że wartość parametru rejestrowanego przez detektor może być zakodowana przy pomocy jednej z 2 12 = 4096 liczb. Determinuje to również rozdzielczość w dziedzinie mierzonych liniowych współczynników osłabienia. Innymi słowy wartość każdego voxela obrazu rejestrowanego przez skaner TK może przyjąć jedną z 4096 różnych wartości,a do zapisu informacji o nim potrzebne jest słowo 12sto bitowe, czyli 1.5 bajta. Rekonstruując i zapisując obrazy TK komputer nie posługuje się skalą liniowego współczynnika osłabienia wyrażaną w jego jednostkach fizycznych, czyli w [cm -1 ]. Zamiast nich stosowane są jednostki względne tzw. jednostki Hounsfielda (HU Hounsfield Units), nazywane również niekiedy CT numbers. HU opisuje różnicę pomiędzy liniowymi współczynnikami badanej tkanki i wody odniesioną do ich różnicy dla wody i powietrza: HU = μ t μ w μ w μ p 1000 (4) gdzie: µ t, µ w i µ p oznaczają liniowe współczynniki osłabienia odpowiednio dla tkanki badanej, wody i powietrza. Zakładając, że powietrze absorbuje promieniowanie X w zakresie stosowanych energii w niewielkim stopniu w porównaniu z wodą można przyjąć, że µ p =0. Wtedy definicja (4) przyjmuje prostszą formę, z którą również można się zetknąć w literaturze: HU = μ t μ w μ w 1000 (5) 23

Z definicji tej wynika, jakich wartości HU możemy się spodziewać dla substancji i tkanek obserwowanych na obrazach TK. Dla wody HU = 0 (podstawiamy µ w, zamiast µ t we wzorze (5)). Dla powietrza HU = -1000, (µ t =µ p =0). Ponieważ w zakresie stosowanych energii liniowy współczynnik osłabienia dla promieniowania X jest proporcjonalny do gęstości można uznać, że substancje i tkanki o gęstości mniejszej niż woda będą przyjmowały wartości HU < 0 (np. tłuszcz), a substancje o gęstości większej będą przyjmowały wartości HU > 0. Przykłady pokazano w Tabeli I. Osobnym problemem pozostaje kwestia prezentacji wyników badania TK. Zakres mierzonych wartości jest bardzo szeroki (4096 wartości) a zakres dostępnych odcieni szarości w monitorach stosowanych do oceny wyników jest dużo mniejszy. Typowy monitor może wyświetlać 256 odcieni szarości. Ograniczenie to nie wynika ze stosowanych technologii budowy monitorów, ale z ograniczeń ludzkiego oka. 256 odcieni dostępnych w urządzeniach wyświetlających obraz i tak stanowi pewien nadmiar w stosunku do możliwości wzroku. Najprostszym narzucającym się rozwiązaniem jest takie przeskalowanie skali HU na jednostki szarości (GS gray scale), aby kolor czarny odpowiadał HU = -1023, a kolor biały HU = 3073. Nie jest to jednak rozwiązanie dobre, bo jeden odcień szarości odpowiadałby wtedy 16tu (=4096/256) HU. Widzimy z Tabeli I, że większość tkanek miękkich byłaby nierozróżnialna na obrazach TK. Tabela I. Przykładowe wartości jednostek Hounsfielda dla wybranych tkanek i substancji. Tkanka HU Kość 600 1000 Wątroba 40 60 Istota biała 46 Istota szara 43 Krew 40 Mięśnie 10 40 Nerki 30 Płyn mózgowo-rdzeniowy 15 Woda 0 Tkanka tłuszczowa -100-50 Powietrze -1000 24

Rozwiązaniem jest zastosowanie tzw. okna tomograficznego (Rys. 17). Użytkownik decyduje, jaka część skali HU go interesuje i komputer wykonuje odpowiednie skalowanie przed wyświetleniem obrazu na monitorze. Okno tomograficzne definiowane jest przez jego położenie na skali Hounsfielda - WC (window center) i jego szerokość WW (window width). Można się tu spodziewać pewnych różnic w zależności od producenta skanera, niektórzy producenci zamiast WC używają określenia WL (window level). Zwykle oprogramowanie służące do przeglądania obrazów tomograficznych pozwala wybrać gotowe predefiniowane okna służące go oceny różnego rodzaju tkanek, np. okno płucne, okno kostne itd. Odpowiedni wybór okna pozwala zoptymalizować kontrast w zakresie interesujących tkanek, a pozostałe przestają być widoczne. Przykład obrazów TK zaprezentowanych w różnych oknach pokazano na rys. 18. Z problemem szerokiego zakresu badanego parametru w stosunku do dostępnej liczby odcieni szarości mamy do czynienia w każdym ze stosowanych w praktyce rodzajów tomografii. Wszędzie stosuje się podobną metodę okien, czyli skalowania jedynie części zakresu badanego parametru podczas oceny wyników. Komputer sterujący badaniem zapisuje jednak zawsze pełną informację. Wyniki badań obrazowych zapisuje się obecnie najczęściej w formacie DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine). DICOM to standard stworzony w celu zapisu diagnostycznej informacji obrazowej i ustalenia sposobów komunikacji pomiędzy urządzeniami stosowanymi w diagnostyce medycznej. Stworzono go, ponieważ używane w życiu codziennym standardy zapisu grafiki (JPG, BMP, TIFF itd.) były niewystarczające do zapisu pełnej informacji istotnej z punktu widzenia diagnostyki. Rys. 17. Idea zastosowania okna tomograficznego. WC (window center) środek okna, WW (window width) szerokość okna. 25

Rys. 18. Obraz tomograficzny mózgu prezentowany w różnych oknach tomograficznych, WW-800, WC-200 (po lewej) oraz WW-95, WC-40 (po prawej). Mniejsza szerokość okna w przypadku obrazu po prawej pozwala rozróżnić w mózgu istotę szarą, białą i płyn mózgowo-rdzeniowy, co nie jest możliwe na obrazie po lewej. Oprócz obrazu komputer wyświetla cały szereg istotnych informacji w narożnikach. Najważniejsze z nich to: Image Size - rozmiar matrycy rekonstruowanego obrazu w voxelach; FOV - średnica rekonstruowanego obszaru w jednostkach rzeczywistych; Loc położenie warstwy w stosunku do początku skanowanej objętości, Thk grubość warstwy; kvp napięcie anodowe lampy; ma prąd anodowy lampy; CE zastosowany środek cieniujący. Należy również zwrócić uwagę na skalę zawsze obecną w polu widzenia i znaczniki określające ułożenie pacjenta: L, R, P, odpowiednio: prawa, lewa, posterior. Tomografia rezonansu magnetycznego. Budowa i zasada działania tomografu rezonansu magnetycznego. Technika wykonywania badania. Jedną z najnowocześniejszych i najbardziej zaawansowanych metod diagnostycznych we współczesnej medycynie jest tomografia rezonansu magnetycznego (TRM) (w języku angielskim stosowany jest skrót MRI od Magnetic Resonance Imaging). Metoda bazuje na fakcie, że jądra atomowe o nieparzystej liczbie nukleonów posiadają niezerowy moment magnetyczny. Przykładami takich jąder istotnymi z punktu widzenia składu pierwiastkowego organizmu są 13 C, 15 N, 17 O, 19 F, 23 Na, 31 P, oraz najważniejszy 1 H. Wszystkie wymienione mogą być stosowane w spektroskopii rezonansu jądrowego (metoda badania składu 26

chemicznego), ale w obrazowaniu z wykorzystaniem rezonansu magnetycznego stosuje się tylko 1 H ze względu na jego dużą zawartość w organizmie (~ 10% masy ciała). Jądro posiadające niezerowy moment magnetyczny oddziałuje z zewnętrznym polem magnetycznym. Z punktu widzenia mechaniki klasycznej momenty wszystkich jąder w zewnętrznym polu powinny się ustawić zgodnie z liniami sił pola, tak, jakby były maleńkimi igłami magnetycznymi. W rzeczywistości zachowują się zgodnie z przewidywaniami mechaniki kwantowej, tzn. ustawiają się zgodnie z liniami sił pola magnetycznego, lub przeciwnie do nich. Dodatkowo kierunki wektora momentu magnetycznego nie są stałe w czasie, ale obracają się (precesują) wokół linii sił pola zewnętrznego (rys. 19). Rys. 19. Jeśli wirujące jądro atomowe posiada niezerowy moment magnetyczny, to zgodnie z przewidywaniami mechaniki kwantowej wektor momentu ustawia się równolegle, albo antyrównolegle do zewnętrznego pola B 0. Dodatkowo jego kierunek zmienia się w czasie precesując wokół kierunku wyznaczonego przez zewnętrzne pole. Dysproporcja pomiędzy jądrami ustawionymi równolegle i antyrównolegle jest niewielka. Szacuje się, że różnica liczebności pomiędzy jednymi i drugimi jest rzędu 1 na milion. Wektory mikroskopowych momentów magnetycznych sumują się jednak, a w próbce makroskopowej jest ich bardzo dużo (rzędu liczby Avogadro). W efekcie próbka w zewnętrznym polu magnetycznym posiada wypadkowy makroskopowy moment magnetyczny (magnetyzację). Częstość precesji wektora momentu magnetycznego (częstość Larmore a) zależy od rodzaju jądra i wektora indukcji zewnętrznego pola magnetycznego: ω L = γb 0 (6) 27

gdzie: γ - moment giromagnetyczny zależny od rodzaju jądra, B 0 wartość wektora indukcji zewnętrznego pola magnetycznego. Częstości precesji dla jąder wodoru (protonów) mieszczą się w zakresach częstotliwości radiowych (RF radio frequency). I tak np. dla jąder 1 H w polu B 0 = 1T, częstotliwość precesji wynosi około 40 MHz. Naświetlenie próbki odpowiednio spolaryzowaną falą elektromagnetyczną o częstości dopasowanej do częstości precesji może zmienić magnetyzację próbki. Wyobraźmy sobie, że naświetlimy próbkę znajdującą się w polu B 0 (skierowanym wzdłuż osi Z) falą elektromagnetyczną, której wektor indukcji B X jest skierowany wzdłuż osi X. Ponieważ częstość fali RF jest zgodna z częstością precesji spinów jądrowych, w ich układzie odniesienia pole B X jest polem stałym. W związku z tym, oprócz precesji wokół kierunku wektora B 0 spiny zaczynają dodatkowo precesować wokół pola B X. Wiąże się to z przekazaniem im pewnej energii, a makroskopowy wektor magnetyzacji zmienia kierunek i wartość. Po wyłączeniu pola RF spiny wracają stopniowo do stanu wyjściowego reemitując nadmiar energii w postaci fali elektromagnetycznej. Emitowany przez próbkę sygnał, zwany sygnałem swobodnej precesji, można zarejestrować. Zarówno naświetlanie próbki polem RF, jak i rejestracja jej odpowiedzi realizowane są przy pomocy tzw. cewek RF. Sygnał swobodnej precesji rejestrowany podczas badania niesie informację o gęstości protonów, ale również o sile oddziaływania spinów jądrowych z otoczeniem i sile wzajemnego oddziaływania spinów pomiędzy sobą (wszystkie w/w parametry zależą od składu chemicznego próbki). Zarówno jedno jak i drugie oddziaływanie decyduje o szybkości powrotu makroskopowego momentu magnetycznego próbki po jej naświetleniu impulsem RF, do stanu wyjściowego. Voxele badanej przestrzeń można więc różnicować w TRM ze względu na kilka parametrów fizycznych (w przeciwieństwie do np. TK gdzie jedynym parametrem jest liniowy współczynnik osłabienia). Podczas badania TRM można położyć nacisk na rejestrację gęstości protonów (PD proton density), oddziaływania spin-sieć (tzw. czas relaksacji podłużnej, albo inaczej czas T1), lub też na wzajemne oddziaływanie spinów (tzw. czas relaksacji poprzecznej, albo inaczej czas T2). To, który parametr jest badany zależy od algorytmu badania (sposobie nadawania impulsów RF i odbierania odpowiedzi na te impulsy). Zwykle badanie przeprowadza się w taki sposób, aby zebrać podczas jednego badania pacjenta obrazy PD, T1 jak i T2 zależne (rys. 20). 28