Εισαγωγή στο προ τυπο DICOM

Transcript

1 Εισαγωγή στο προ τυπο DICOM Μ. Τσικνάκης Ιατρική Απεικόνιση Οι σύγχρονες μέθοδοι διαγνωστικής απεικόνισης, δημιουργούν όλο και πιο έντονα την ανάγκη χρήσης διαγνωστικών εικόνων (κινούμενων ή στατικών) υψηλής ποιότητας. Επειδή σήμερα οι διαγνωστικές αυτές εικόνες χρησιμοποιούνται από τους ιατρούς είτε για ηλεκτρονική αρχειοθέτηση, έτσι ώστε να διατηρούν ενημερωμένο τον ηλεκτρονικό ιατρικό φάκελο των ασθενών τους, είτε για μεταφορά μέσω δικτυακών υποδομών στα πλαίσια εφαρμογών τηλεϊατρικής, οι απαιτήσεις για τις εικόνες αυτές είναι: 1. Να έχουν σχετικά περιορισμένο μέγεθος που να καθιστά εφικτή την διαχείρισή τους είτε σε βάσεις δεδομένων, είτε σε μεμονωμένους προσωπικούς ηλεκτρονικούς υπολογιστές. 2. Να έχουν τη βέλτιστη δυνατή ποιότητα/ευκρίνεια ώστε να περιορίζουν ενδεχόμενα προβλήματα σε επίπεδο διάγνωσης. Τα κύρια είδη ιατρικής εικόνας, στατικής και κινούμενης είναι: η Ακτινολογική εικόνα (X-ray), η Υπερηχοτομογραφία (Ultrasonography, US), η Αξονική Τομογραφία (Computed Tomography, CT), η Μαγνητική Τομογραφία (Magnetic Resonance Imaging, MRI), η Ψηφιακή Φθοροσκοπία (Digital Fluoroscopy, DF), η Αγγειογραφία (Angiography, AN), η Πυρηνική Ιατρική (Nuclear Medicine, NM), η PET (Position Emission Tomography) και η SPECT (Single Photon Emission Computerized Tomography). 1

2 Η έως τώρα διεθνής προτυποποίηση που αφορά την ιατρική εικόνα ουσιαστικά αποτελείται από το πρότυπο DICOM. Το πρότυπο DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) αναπτύχθηκε με σκοπό την κάλυψη της ανάγκης διασύνδεσης διαφόρων ιατρικών απεικονιστικών μηχανημάτων είτε ανά δύο είτε σε δίκτυο με σκοπό την καταχώρηση, διατήρηση και ανάκτηση ιατρικών εικόνων. Ως προς την συμπίεση της ιατρικής εικόνας δυστυχώς δεν έχουν προσδιοριστεί ακόμη επαρκή στοιχεία στο συγκεκριμένο πρότυπο εκτός από το JPEG format. Επειδή όμως η ιατρική εικόνα, αποτελεί μία «ειδική» ομάδα εικόνων, στις οποίες οι λεπτομέρειες έχουν κρίσιμη διαγνωστική σημασία, υπάρχουν συγκεκριμένες μέθοδοι και κριτήρια που εφαρμόζονται ως προς την συμπίεση, παράλληλα συνεχίζεται και η έρευνα ως προς τον καθορισμό της βέλτιστης μεθόδου συμπίεσης, ανά είδος ιατρικής εικόνας. Συγκεκριμένα, οι μέθοδοι συμπίεσης ιατρικών εικόνων και βίντεο εξαρτώνται σημαντικά από τον τύπο των εικόνων, το είδος της πληροφορίας που περιέχουν, καθώς και από τον σκοπό της κλινικής χρήσης. Διακίνηση Ιατρικών Εικόνων σε Νοσοκομειακό περιβάλλον Πιστεύω ότι ο καλύτερος τρόπος για να εξηγήσει κανείς το πρότυπο και την αναγκαιότητα του είναι η περιγραφή της ροή εργασίας που σχετίζεται με την απεικονιστική διαδικασία και συναντάται πολύ συχνά σε κλινικές, νοσοκομεία, ή μεγάλα δίκτυα υπηρεσιών υγείας. Ας θεωρήσουμε ότι ένας ασθενής εισήχθη στο νοσοκομείο με πόνους στο στήθος. Ο θεράπων ιατρός μπορεί να ζητήσει τη διενέργεια μίας μαγνητικής τομογραφίας, και όταν το αίτημα αυτό καταγράφεται στο Πληροφοριακό Σύστημα Νοσοκομείου (HIS), μια ηλεκτρονική αίτηση συνήθως μεταδίδεται στο Πληροφοριακό Σύστημα Ακτινολογίας (RIS). Η αίτηση περιλαμβάνει συνήθως πληροφορίες σχετικά με το από πού προήλθε το αίτημα, ποιος το ζήτησε, τα στοιχεία του ασθενούς, τον τύπο της αιτούμενης απεικονιστικής μεθόδου, κ.λπ. Όταν γίνει ο προγραμματισμός, ενημερώνεται ο ασθενής που στη συνέχεια φτάνει στο κέντρο απεικόνισης. Μετά που έχει ολοκληρωθεί η απεικονιστική εξέταση (σάρωση), ένα σύνολο από εικόνες σε συμμόρφωση με το πρότυπο DICOM - δημιουργούνται από τα ανεπεξέργαστα δεδομένα, και αναφέρονται ως "Μελέτη". Μια μελέτη μπορεί η ίδια να αποτελείται από διάφορα υποσύνολα δεδομένων ανάλογα με τις ρυθμίσεις της σάρωσης, και καθένα από αυτά αναφέρεται ως μία "Σειρά". Κάθε σειρά θα αποτελείται από έναν αριθμό εικόνων, και κάθε μία από αυτές τις εικόνες αναφέρεται ως ένα «αντικείμενο πληροφορίας DICOM" (DICOM information object). Μετά ολοκλήρωση της σάρωσης (απεικόνιση), όλες οι εικόνες που παρήχθησαν μεταδίδονται για αρχειοθέτηση στο σύστημα PACS (Picture Αρχειακές και σύστημα επικοινωνίας). Οι σαρωμένες εικόνες μπορεί να αναθεωρηθούν ως προς την ποιότητα τους προτού μεταδοθούν σε ένα σύστημα PACS. Οι αρχειοθετημένες εικόνες μπορούν στη συνέχεια να ανακτηθούν από το σύστημα PACS σε κάποιο σταθμό εργασίας για 2

3 προβολή και ερμηνεία από έναν ακτινολόγο. Ο ακτινολόγος μπορεί να δει τις εικόνες είτε απευθείας στην οθόνη, ή να τις εκτυπώσει σε φιλμ. Αργότερα, μπορούν να προστεθούν επιπλέον σχόλια σχετικά με τις παρατηρήσεις τους και να οριστικοποιηθεί η αναφορά ερμηνείας (report). Μόλις ολοκληρωθεί αυτή η διαδικασία, οι αλλαγές συγχωνεύονται με την αρχική μελέτη και αποστέλλονται στο σύστημα PACS. Ένα ηλεκτρονικό μήνυμα μεταδίδεται επίσης πίσω στο RIS υποδεικνύοντας ότι το αίτημα διενέργειας της απεικονιστικής εξέτασης έχει ολοκληρωθεί. Αντίστοιχα, οι ψηφιακή πληροφορία των εικόνων καθώς και η σχετική αναφορά ερμηνείας (diagnostic report) μπορούν να αποσταλούν στο τμήμα που ζήτησε την εξέταση (π.χ. καρδιολογικό) για να χρησιμοποιηθεί από το ειδικό καρδιολόγο στο σχεδιασμό της κλινικής παρέμβασης του. Η επικοινωνία αυτή μεταξύ όλων των εμπλεκόμενων πληροφοριακών συστημάτων καθιστά απολύτως αναγκαίο τον καθορισμό κοινών παραδοχών όσον αφορά την κωδικοποίηση της πρωτογενούς απεικονιστικής πληροφορίας αλλά και των κανόνων για την μεταφορά ή και επεξεργασίας της (π.χ. συμπίεση). Τα συστήματα PACS Η επικοινωνία των ιατρικών απεικονιστικών εξετάσεων μέσα στα όρια ενός νοσοκομείου έχει ταυτιστεί με το PACS (Picture Archiving and Communication System Σύστημα Αρχειοθέτησης και Επικοινωνίας Απεικονιστικών Εξετάσεων) που εκτελεί όλες εκείνες τις λειτουργίες που προέκυψαν στην εποχή της ψηφιοποιημένης ιατρικής εικόνας. Το PACS πρωτοεμφανίστηκε στα μέσα της δεκαετίας του '80 και έγινε ώριμο στα τέλη της δεκαετίας του '90. Είναι ένα πολυσύνθετο, κατανεμημένο σύστημα (υλικό και λογισμικό) συγκέντρωσης, αποθήκευσης, διαχείρισης και διανομής απεικονιστικών εικόνων, το οποίο αποθηκεύει και χειρίζεται τις ψηφιακές πληροφορίες υπό μορφή δεδομένων εικόνας και κειμένου. Αποτελείται από διαφορετικούς κόμβους (Η/Υ) που συνδέονται μέσω δικτύου και χρησιμοποιούνται για την αποθήκευση, ανάκτηση, διανομή και παρουσίαση των ψηφιακών εικόνων, οι οποίες προέρχονται από τα απεικονιστικά συστήματα (imaging modalities) που υπάρχουν - στο ακτινολογικό κυρίως τμήμα ενός νοσοκομείου. Το σύστημα PACS διαχειρίζεται επίσης τις διαγνωστικές αναφορές (diagnostic reports) που προκύπτουν σαν αποτέλεσμα της κάθε εξέτασης και τις συνδέει με αυτές. Σαν αποτέλεσμα, παρέχει, σε ένα σύγχρονο ακτινολογικό τμήμα, τη δυνατότητα βέλτιστης αποθήκευσης των εικόνων και των αρχείων των ασθενών καθώς και εύκολη πρόσβαση στις μεταδιδόμενες εικόνες από οποιοδήποτε τερματικό σταθμό στο δίκτυό του. Το λογισμικό του PACS διαχειρίζεται τα στοιχεία πληροφοριών των ασθενών, τις ακτινολογικές εικόνες και τις αναφορές της διάγνωσης που προκύπτουν από κάθε εξέταση, έτσι ώστε όλα αυτά να μπορούν να προβληθούν ταυτόχρονα. Το λογισμικό του PACS παρέχει συμβατότητα με τους περισσότερους υπολογιστές που είναι δυνατόν να χρησιμοποιούνται στην ιατρική και οι οποίοι συνεργάζονται με το πληροφοριακό σύστημα του νοσοκομείου (HIS) και το πληροφοριακό σύστημα του ακτινολογικού τμήματος (RIS). 3

4 Τα βασικά του μέρη είναι α) το σύστημα αποθήκευσης και αρχειοθέτησης εικόνων που είναι υπεύθυνο για τη συγκέντρωση, αποθήκευση, διαχείριση και διανομή των εικόνων από και προς τους άλλους κόμβους καθώς και β) το δικτυακό υπόβαθρο που διασυνδέει το σύστημα με τους υπόλοιπους κόμβους και μεταφέρει τα δεδομένα μεταξύ τους. Υπάρχουν επτά βασικές λειτουργίες που πραγματοποιούνται από ένα PACS: 1. Πρόσληψη εικόνας. 2. Αποστολή εικόνας. 3. Βραχυπρόθεσμη αποθήκευση. 4. Μακροπρόθεσμη αποθήκευση. 5. Ανάκτηση. 6. Προβολή εικόνας. 7. Δικτύωση. Ο ρόλος ενός PACS είναι ιδιαίτερα σημαντικός μέσα σε ένα σύγχρονο απεικονιστικό περιβάλλον όπου παράγεται καθημερινά ένας πολύ μεγάλος όγκος εικόνων. Η αναλογική μορφή τους (film) θέτει περιορισμούς στη διαθεσιμότητα, πρόσβαση, μεταφορά και μακροπρόθεσμη αρχειοθέτηση τους. Επίσης, η παραγωγή φιλμ είναι ακριβή. Το PACS επεκτείνει, ως εκ τούτου, τις δυνατότητες διάγνωσης με την παροχή ικανοτήτων επισκόπησης εξετάσεων και υποβολής αναφοράς εξ αποστάσεως, διαδικασία που ονομάζεται τηλε-διάγνωση (tele-diagnosis). Μάλιστα, με διαρκώς μειούμενο κόστος ψηφιακής αποθήκευσης, τα συστήματα PACS παρέχουν ολοένα και περισσότερα πλεονεκτήματα σχετικά με το κόστος και τον όγκο χώρου αποθήκευσης σε σχέση με τα αρχεία ταινιών. Πιο συγκεκριμένα, εξαλείφεται το πρόβλημα των χαμένων ακτινολογικών εικόνων, υπάρχει γρήγορη και ταυτόχρονη μεταφορά των εικόνων αλλά και ευκολότερη ανάκτηση παλαιότερων εξετάσεων, καθώς επίσης και μεγαλύτερη προστασία και δυνατότητα ψηφιακού χειρισμού των εικόνων. Η τυπική σχεδίαση ενός δικτύου PACS περιλαμβάνει έναν κεντρικό εξυπηρετητή (server), που διαθέτει μια βάση δεδομένων με τις ιατρικές εικόνες, έναν ή περισσότερους πελάτες (clients) που παρέχουν ή χρησιμοποιούν τις εικόνες αυτές και οι οποίοι διασυνδέονται με τον εξυπηρετητή μέσω ενός τοπικού δικτύου (Local Area Network LAN). Οι τερματικοί σταθμοί πελάτες (clients) μπορούν να χρησιμοποιούν τοπικές περιφερειακές μονάδες για εκτύπωση/σάρωση, εισαγωγή στο ψηφιακό σύστημα και διαδραστική απεικόνιση ταινιών εικόνων. Οι τερματικοί σταθμοί του PACS προσφέρουν όλα τα μέσα για τη διαχείριση των εικόνων (περικοπή, περιστροφή, εστίαση, φωτεινότητα, αντίθεση και άλλα). Τα σύγχρονα ακτινολογικά μηχανήματα τροφοδοτούν άμεσα με ψηφιακές εικόνες το PACS. Όπου αυτό δεν είναι εφικτό γίνεται χρήση ψηφιοποιητών. Το πρότυπο DICOM Η διαδικασία επικοινωνίας μεταξύ των συσκευών παραγωγής ιατρικών εικόνων και των υπόλοιπων συσκευών που αποτελούν τα συστήματα PACS σήμερα, όπως επίσης και οι διαδικασίες απεικόνισης, αποθήκευσης και εκτύπωσης των εικόνων και πολλές άλλες λειτουργίες είναι καθορισμένα από το πρότυπο DICOM. 4

5 Το πρότυπο DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) δημιουργήθηκε το 1993 και είναι πλέον το αδιαμφισβήτητο πρότυπο σχετικά με την ανταλλαγή ιατρικών εικόνων σε ψηφιακή μορφή. Επιτρέπει στους χρήστες την ανάκτηση εικόνων και των σχετικών με αυτές πληροφοριών από ιατρικά μηχανήματα ή τα συστήματα αρχειοθέτησης τους (PACS), με προτυποποιημένη μέθοδο, που είναι ίδια για όλα τα μηχανήματα, ανεξαρτήτως κατασκευαστή. Το πρότυπο DICOM είναι περίπλοκο εξαιτίας της εξειδικευμένης ορολογίας του και των τακτικών αλλαγών που επιδέχεται, ώστε να υποστηρίζει νέες τεχνολογίες. Είναι βασισμένο στην αντικειμενοστρέφεια. Το πρότυπο καθορίζει τους τύπους επικοινωνιών που καλούνται κλάσεις υπηρεσιών DICOM (DICOM Service Classes). Το DICOM καθορίζει επίσης τους τύπους των δεδομένων και τη μορφή που αυτά έχουν κατά την επικοινωνία (DICOM Objects). Για παράδειγμα, ένα Στοιχείο Εξέτασης DICOM αποκαλούμενο CT είναι μία συγκεκριμένη μορφή δεδομένων για τη μετάδοση δεδομένων αξονικής τομογραφίας (CT DICOM object). Η ουσία του προτύπου είναι ότι ορίζει ένα σύνολο κοινών κανόνων για την ανταλλαγή και μεταφορά ψηφιακών εικόνων και των συνοδευτικών τους πληροφοριών. Το DICOM ακολουθεί το μοντέλο επικοινωνίας κατά ISO-OSI. Το μοντέλο αυτό αποτελείται από 7 ανεξάρτητα επίπεδα ή στρώματα και καθορίζει τις λειτουργίες επικοινωνίας του κάθε επιπέδου και τις σχέσεις ανάμεσά τους. Το εν λόγο πρότυπο, δομήθηκε σαν κείμενο με πολλά τμήματα (multi - part document), με βάση την οδηγία ISO/IEC Directive 1989 part 3: Drafting and presentation of International Standards. Ιστορική αναδρομή και υπόβαθρο Με την εισαγωγή της υπολογιστικής τομογραφίας (computed tomography CT) τη δεκαετία του 70, ακολουθούμενης από την χρήση και άλλων ψηφιακών διαγνωστικών απεικονιστικών συστημάτων, και την αυξανόμενη χρήση κλινικών πληροφοριακών συστημάτων, το American College of Radiology (ACR) και η National Electrical Manafacturers Association (NEMA) αναγνώρισαν την επείγουσα ανάγκη για μια τυποποιημένη μέθοδο μεταφοράς ιατρικών εικόνων και της σχετιζόμενης με αυτές πληροφορίας, μεταξύ των απεικονιστικών συστημάτων και ετερογενών πληροφορικών συστημάτων που μπορεί να προέρχονται από διαφορετικούς κατασκευαστές. Αυτές οι συσκευές παρήγαγαν μια μεγάλη ποικιλία από διαφορετικούς τύπους ψηφιακών εικόνων. Στην πραγματικότητα η πίεση για τη δημιουργία ενός τέτοιου προτύπου, προήλθε από τους ίδιους τους χρήστες. Στην ουσία οι περισσότεροι κατασκευαστές αρκούνταν στην υποστήριξη των δικών τους ιδιόκτητων προτύπων επικοινωνίας και ανταλλαγής δεδομένων, μια και εύκολα μπορούσαν να αναγκάσουν τους πελάτες τους να αγοράσουν νέες συσκευές ή προγράμματα της εταιρείας τους ώστε να συνδέσουν τις απεικονιστικές συσκευές τους. 5

6 Το DICOM βασίστηκε πάνω στο πρότυπο ACR-NEMA, το οποίο αναπτύχθηκε όπως ήδη αναφέραμε από το American College of Radiology (ACR), σε συνεργασία με την National Electrical Manufacturers Association (NEMA), ώστε να καλυφθεί η ανάγκη για σύνδεση μεταξύ συσκευών απεικόνισης. Η αρχική έκδοση του προτύπου ονομάσθηκε ACR-NEMA παίρνοντας βέβαια το όνομά του από τους δυο αυτούς οργανισμούς. Το πρότυπο ACR-NEMA δημοσιεύτηκε για πρώτη φορά το 1985 και η δεύτερη έκδοση (2.0) το Με στόχο τον προσδιορισμό της προέλευσής του (ACR-NEMA), όταν δημοσιεύτηκε το DICOM (1993), ονομάστηκε DICOM version 3.0. Ενημερωμένες εκδόσεις του DICOM δημοσιεύονται κάθε χρόνο. Το «DICOM» είναι συνώνυμο με το DICOM 3.0 δεδομένου ότι δεν υπήρξε καμία προηγούμενη έκδοση με όνομα DICOM 1.0 ή DICOM 2.0, αφού πριν από το DICOM 3.0, το πρότυπο είχε διαφορετικό όνομα και ονομαζόταν πρότυπο ACR/NEMA 2.0. Αναλυτική περιγραφή Το πρότυπο Digital Imaging and Communication in Medicine (DICOM) δημιουργήθηκε από την ένωση των κατασκευαστών ιατρικών απεικονιστικών συστημάτων (National Engineering Manufacturers Association NEMA), και την επιστημονική ένωση των ακτινολόγων της Αμερικής (American College of Radiology ACR) για να βοηθήσει τη διαχείριση, διανομή και προβολή των ιατρικών εικόνων, όπως η αξονική τομογραφία, η μαγνητική τομογραφία, και το υπερηχογράφημα. Το πρόβλημα που επιχειρεί δηλαδή να λύσει είναι η διαλειτουργικότητα ετερογενών απεικονιστικών συστημάτων μέσω της ανάπτυξης τυποποίησης αναφορικά με την αναπαράσταση των δεδομένων που παράγονται από τα απεικονιστικά συστήματα. Με τον τρόπο αυτό υποστηρίζεται η δημιουργία «ανοικτών συστημάτων». Ένα πλήρες αντίγραφο του προτύπου (σε μορφή PDF) είναι διαθέσιμο για κατέβασμα στην διεύθυνση: Οι περισσότεροι άνθρωποι αναφέρονται σε αρχεία εικόνας που είναι συμβατά με το μέρος 10 του προτύπου DICOM ως DICOM αρχεία. Όπως συμβαίνει με όλες τις άλλες μορφές αρχείων εικόνων, ένα αρχείο DICOM αποτελείται από μια επικεφαλίδα (header), που ακολουθείται από τα δεδομένα των εικονοστοιχείων (pixels). Η επικεφαλίδα περιλαμβάνει, μεταξύ άλλων, το όνομα και άλλα στοιχεία του ασθενούς, καθώς και τις λεπτομέρειες της εικόνας. Σημαντικό μεταξύ των στοιχείων της εικόνας είναι οι διαστάσεις της εικόνας - το πλάτος και το ύψος, και τα bits ανά εικονοστοιχείο εικόνας. Όλα αυτά τα δεδομένα είναι ενσωματωμένα στο αρχείο DICOM με τη μορφή ετικετών (labels). 6

7 Στην συνέχεια θα εξηγήσουμε μόνο αυτούς τους όρους και τις έννοιες που σχετίζονται με ένα αρχείο DICOM. Δεν θα συζητήσουμε όμως τα θέματα που σχετίζονται με την δικτυακή επικοινωνία και χρήση του προτύπου DICOM για μεταφορά ιατρικών εικόνων. Τα πάντα στο DICOM αντιμετωπίζονται και μοντελοποιούνται σαν κάποιο αντικείμενο, όπως π.χ. μία ιατρική συσκευή, ένας ασθενής, κλπ. Ένα αντικείμενο, όπως ισχύει και στον αντικειμενοστραφή προγραμματισμό, χαρακτηρίζεται από γνωρίσματα. Τα DICOM αντικείμενα είναι τυποποιημένα σύμφωνα με τους αντίστοιχους ορισμούς πληροφοριών αντικειμένων (Information Object Definition - IOD). Ένα IOD είναι μια συλλογή των χαρακτηριστικών (γνωρίσματα) που περιγράφουν ένα αντικείμενο. Με άλλα λόγια, ένα IOD είναι ένα «γενικό σύνολο δεδομένων» (data abstraction) μιας κατηγορία παρόμοιων αντικειμένων του πραγματικού κόσμου (data abstraction of a class of similar real-world objects) που καθορίζουν τη φύση και τα χαρακτηριστικά που είναι σχετικά με αυτή την κλάση. Το πρότυπο DICOM έχει επίσης τυποποιήσει τα συνηθέστερα χρησιμοποιούμενα χαρακτηριστικά, και αυτά περιλαμβάνονται στο λεξικό δεδομένων του DICOM (Μέρος 6 του Προτύπου). Μια εφαρμογή που δεν μπορεί να βρει ένα αναγκαίο χαρακτηριστικό στο λεξικό δεδομένων του DICOM μπορεί να προσθέσει το δικό του ιδιωτικό ορισμό ενός χαρακτηριστικού, που θεωρείται ως ιδιωτική ετικέτα (private tag). Άρα το πρότυπο υποστηρίζει την ενσωμάτωση ιδιόκτητων χαρακτηριστικών και με αυτή την έννοια το πρότυπο DICOM είναι δυναμικά επεκτάσιμο. Τα τμήματα του προτύπου DICOM Το πρότυπο DICOM έχει χωριστεί σε πολλά τμήματα (parts) και κάθε τμήμα περιγράφει μια λειτουργία του προτύπου όπως π.χ. οι Service classes, τα IODs, το δίκτυο, τα μέσα αποθήκευσης κ.λ.π. Το κάθε τμήμα καθορίζεται από τον τίτλο του και έναν αριθμό της μορφής PS 3.X-YYYY, όπου το Χ αναφέρεται στον αριθμό του τμήματος και ΥΥΥΥ είναι το έτος δημοσίευσής του. Για παράδειγμα, το τμήμα 2 του προτύπου ονομάζεται «Συμμόρφωση» (Conformance) και ο αριθμός του είναι PS Τα τμήματα που αποτελούν το πρότυπο DICOM είναι τα εξής: PS 3.1: Το πρώτο μέρος παρέχει μια γενική εικόνα του υπόλοιπου προτύπου (overview). Παρέχεται μια γενική περιγραφή των σχεδιαστικών αρχών, καθορίζονται αρκετοί από τους όρους που θα χρησιμοποιηθούν και δίνεται μια σύντομη περιγραφή των άλλων μέσων. PS 3.2: Στο δεύτερο μέρος καθορίζονται οι «προϋποθέσεις συμβατότητας». Χωρίς να παρέχει μια καθορισμένη λίστα από συμβατά αντικείμενα, το DICOM υποστηρίζει έναν αριθμό από κλάσεις (π.χ. SOP classes) και «απαιτεί» από τα συστήματα να ακολουθούν τις αρχές του. PS 3.3: Το τρίτο μέρος ορίζει πως καθορίζονται τα αντικείμενα (Information Object Definitions) και τις περιγραφές τους. PS 3.4: Το τέταρτο μέρος περιέχει τις κλάσεις υπηρεσιών (services classes). Οι κλάσεις υπηρεσιών είναι οι διεργασίες που εκτελούνται στα αντικείμενα. Στο 7

8 μέρος αυτό, επίσης, καθορίζονται και οι ρόλοι του χρήστη και του παροχέα μιας υπηρεσίας. PS 3.5: Σε αυτό το μέρος ορίζεται η σύνταξη της γλώσσας με την οποία θα γίνει η επικοινωνία για την ανταλλαγή δεδομένων. Ο μηχανισμός ανταλλαγής δεδομένων ορίζεται από ένα πρωτόκολλο που καλείται πρωτόκολλο ανταλλαγής δεδομένων (message exchange protocol) και το κλινικό αντικείμενο. Οι μελλοντικές πράξεις καθορίζονται από τα αντικείμενα πληροφορίας και τις κλάσεις υπηρεσιών (PS 3.3 και PS 3.4). Θέματα που σχετίζονται με τον τρόπο παρουσίασης των δεδομένων, την κωδικοποίηση της πληροφορίας καθώς και της σύνταξης που χρησιμοποιείται για την ανταλλαγή μηνυμάτων, καθορίζονται σε αυτό το μέρος. PS 3.6: Αυτό το μέρος αποτελείται από μια συνολική λίστα που περιέχει όλα τα στοιχεία δεδομένων, τις αντίστοιχες χαρακτηριστικές επικεφαλίδες τους, τα ονόματά τους, κλ.π PS 3.7: Στο έβδομο μέρος αναφέρεται το κατάλληλο λογισμικό για να αλληλεπιδράσουν δύο ή περισσότερες συσκευές με βάση τις προδιαγραφές τους προτύπου. PS 3.8: Αυτό το μέρος περιέχει τις πληροφορίες που χρειάζονται για την ανταλλαγή μηνυμάτων με βάση το DICOM. Τα πρωτόκολλα TCP/IP και ISO-OSI υποστηρίζονται από το πρότυπο. Εκτός από το ανώτερο επίπεδο του DICOM, το υπόλοιπο μέρος ακολουθεί αυτά τα πρωτόκολλα χωρίς να επηρεάζεται ή να μετασχηματίζεται αλλά ούτε και να επεμβαίνει σε κάποιο από αυτά. PS 3.9: Εδώ ορίζεται η δόμηση της ροής εντολών, μιας και ένα μήνυμα χρειάζεται να περάσει σταδιακά από τα χαμηλότερα επίπεδα του προτύπου για να εγκαθιδρυθεί μια επικοινωνιακή σύνοδος. PS 3.10: Στο δέκατο μέρος οριοθετείται η συμβατότητα με άλλα πρωτόκολλα. PS 3.11 και PS 3.12: Τα τελευταία μέρη του προτύπου περιγράφουν τα μέσα ανταλλαγής δεδομένων. 8

9 9 Εικόνα 1: Συσχέτιση των τμημάτων του προτύπου Το DICOM είναι, εξαιτίας του χώρου που καλύπτει, ένα πολύπλοκο πρότυπο και για κάποιον που ασχολείται πρώτη φορά είναι ακόμη πιο δύσκολο να κατανοήσει και να συσχετίσει τις λειτουργίες του. Η ίδια δυσκολία υπάρχει και στους κατασκευαστές και, έτσι, ενώ οι συσκευές τους ακολουθούν το πρότυπο DICOM, στην πράξη πολλές φορές αποδεικνύεται ότι είναι δύσκολο έως αδύνατο να επικοινωνήσουν συσκευές διαφορετικών κατασκευαστών μεταξύ τους. Η όλη φιλοσοφία του στηρίζεται στο Ε-R model και έτσι είναι ιδανικό για υλοποίηση αναζητήσεων με σχεσιακές βάσεις δεδομένων που είναι ευρύτατα διαδεδομένες. Η Λειτουργία του DICOM Αρχικά, πρέπει να γίνει η εγκαθίδρυση της σύνδεσης ώστε να επικοινωνήσουν οι κόμβοι μεταξύ τους. Το πρότυπο DICOM λειτουργεί με κατανεμημένες διεργασίες, σύμφωνα όμως με το μοντέλο πελάτη-εξυπηρετητή (client-server). Όταν δυο συσκευές ή κόμβοι απαιτείται να επικοινωνήσουν με βάση το πρότυπο DICOM, ακολουθείται η παρακάτω διαδικασία: αρχικά γίνεται η προσπάθεια έναρξης της συνόδου μέσω δικτύου. Το πρωτόκολλο δικτύου που χρησιμοποιείται ενημερώνει για τη διαθεσιμότητα. Εάν το δίκτυο είναι διαθέσιμο, τότε το πρότυπο αρχίζει μια σειρά ενεργειών για να πραγματοποιηθεί η σύνδεση. Η συσκευή που αιτείται την επικοινωνία ενημερώνει για το είδος των ενεργειών που πρέπει να πραγματοποιηθούν, ενώ η συσκευή που λαμβάνει την αίτηση ενημερώνει με τη σειρά της για τις δυνατότητές της. Για να λειτουργήσει, λοιπόν, σωστά η κατανεμημένη διεργασία πρέπει να οριστεί ο ρόλος (Role) της κάθε πλευράς ως ρόλος πελάτη (Client) ή ως ρόλος εξυπηρετητή

10 (Server). Η πλευρά που χρησιμοποιεί τη λειτουργικότητα της άλλης έχει το ρόλο του πελάτη. Η αντίθετη πλευρά που προσφέρει τη λειτουργικότητα, σύμφωνα με το πρότυπο, έχει το ρόλο του εξυπηρετητή. Οι δράσεις και οι ενέργειες που περιμένουν και οι δύο πλευρές καθορίζονται από τη σχέση (Relationship) την οποία μοιράζονται. Στις περισσότερες περιπτώσεις ο πελάτης προκαλεί τη διαδικασία, αλλά μερικές φορές ο εξυπηρετητής είναι ο αρχικός συνεργάτης. Εκτός από τους ρόλους, οι δύο πλευρές πρέπει να συμφωνήσουν σχετικά με τις πληροφορίες (Information) που πρόκειται να ανταλλάξουν. Κατά την αρχικοποίηση της σύνδεσης πρέπει να καθοριστεί και το κοινό συντακτικό μεταφοράς (Transfer Syntax), η κοινή «γλώσσα» δηλαδή, την οποία θα χρησιμοποιήσουν οι κόμβοι για να επικοινωνήσουν. Μέσα στο συντακτικό μεταφοράς (Transfer Syntax) περιγράφονται και οι τεχνικές που χρησιμοποιούν οι κόμβοι για να ανταλλάξουν πληροφορίες κωδικοποιώντας τα δεδομένα σε byte stream. Αυτές είναι οι Little Endian (αποστέλλεται πρώτα το λιγότερο σημαντικό byte) και Big Endian (αποστέλλεται πρώτα το περισσότερο σημαντικό byte). Αν δύο συσκευές χρησιμοποιούν λογισμικά με αντίθετες από τις παραπάνω μεθόδους, δεν θα μπορέσουν να επικοινωνήσουν σωστά με αποτέλεσμα να σταλούν και να αποθηκευτούν τα δεδομένα με λανθασμένο τρόπο. Γι αυτό θα πρέπει απ την αρχή οι δύο συσκευές να γνωρίζουν ποια από τις παραπάνω τεχνικές θα χρησιμοποιήσουν ώστε να προχωρούν σταδιακά στην αντίθετη μετατροπή. Εικόνα 2: Κωδικοποιήσεις Big και Little Endian Η σύνδεση για την ανταλλαγή πληροφορίας μεταξύ δυο εφαρμογών (application entities) λέγεται Association. Για κάθε Association ορίζεται ένα περιβάλλον, στο οποίο ανταλλάσσονται οι πληροφορίες. Αυτό το περιβάλλον είναι το Application Contex και ορίζεται από το πρότυπο DICOM. Στη συνέχεια, γίνεται η περιγραφή της πληροφορίας π.χ. ασθενής, εικόνα κτλ που θα μεταφερθεί. Η συλλογή αυτή των συσχετιζόμενων πληροφοριών ομαδοποιούνται σε οντότητες πληροφορίας (Information Entities). Οι οντότητες πληροφορίας αποτελούνται από χαρακτηριστικά (attributes), τα οποία περιγράφουν ένα πολύ μικρό κομμάτι της πληροφορίας π.χ. το όνομα του ασθενούς. Η περιγραφή αυτών των χαρακτηριστικών γίνεται με τα Information Object Definitions (IOD). Ένα IOD μπορεί να είναι information entity (normalized IOD) ή συνδυασμός από information entities (composite IOD). Στην ουσία οι πληροφορίες που ανταλλάσσονται είναι τα χαρακτηριστικά αυτά γνωρίσματα και το τι θα εκτελεστεί πάνω σε αυτά. 10

11 Τα χαρακτηριστικά που έχουν κάποια σχέση ομαδοποιούνται σε μονάδες αντικειμένων πληροφορίας (Information Object Modules) ή ΙΟΜs. Τα ΙΟΜs ορίζονται με τέτοιο τρόπο ώστε να μπορούν να χρησιμοποιηθούν σε περισσότερα από ένα IOD (Εικόνα 4.7). Τα χαρακτηριστικά, παρόλο που περιγράφουν ένα πολύ μικρό κομμάτι από την πληροφορία που μας ενδιαφέρει, πρέπει να είναι ακριβή και λεπτομερή. Στο πρότυπο DICOM περιγράφονται με τα παρακάτω IOD: Μοναδικό Attribute Name (αναγνώσιμο από άνθρωπο) Μοναδικό Attribute Tag (πληροφορία αναγνώσιμη από το σύστημα) Attribute Description (σημασιολογική περιγραφή) Value Representation (σύνταξη και κωδικοποίηση) Value Multiplicity (επαναληψιμότητα) Type Classification: 1, 1C, 2, 2C, ή 3. Το Type Classification ορίζει αν το χαρακτηριστικό είναι υποχρεωτικό να έχει κάποια τιμή (τύπου 1), αν είναι υποχρεωτικό με τιμή είτε χωρίς (τύπου 2), αν είναι προαιρετικό (τύπου 3) ή αν εμφανίζεται υπό συγκεκριμένες συνθήκες (1C, 2C). 11

12 Εικόνα 3: To IoD για μια εικόνα CT. Αυτό ορίζεται ως μια λίστα ενοτήτων: Η πρώτη στήλη δίνει το όνομα κάθε οντότητας πληροφοριών, η δεύτερη στήλη δίνει το όνομα της ενότητας DICOM, και η τρίτη στήλη δίνει το τμήμα του προτύπου DICOM στην οποία η μονάδα ορίζεται. Η τελευταία στήλη καθορίζει εάν μια μονάδα είναι υποχρεωτική (Μ), καθορίζονται από το χρήστη (U), ή είναι επιλογής - optional (C). Μοντέλο Πληροφορίας του DICOM (DICOM Information model) Το μοντέλο πληροφορίες DICOM καθορίζει τη δομή και την οργάνωση των πληροφοριών που σχετίζονται με την κωδικοποίηση και την επικοινωνία των ιατρικών 12

13 εικόνων. Η επόμενη εικόνα δείχνει τις διαδικασίες στον πραγματικό κόσμο σχετικά με την διενέργεια μίας απεικονιστικής εξέτασης και τον τρόπο αναπαράστασης τους στο Μοντέλο Πληροφοριών DICOM. Κάθε οντότητα έχει μια σειρά από χαρακτηριστικά. Ένα ελάχιστο σύνολο δεδομένων (MDS-Minimum Data Set) καθορίζει ποια χαρακτηριστικά είναι υποχρεωτικά. Το μεγαλύτερο μέρος από τα χαρακτηριστικά που σχετίζονται με την εικόνα περιέχουν δεδομένα, όπως ονόματα και τους μοναδικούς αριθμούς για την αναγνώριση του ασθενούς, της μελέτης, το εμπλεκόμενο ιατρικό προσωπικό, τις παραμέτρους της συσκευής που παρήγαγε τις εικόνες και πολλά άλλα δεδομένα. Εικόνα 4: Η ροή εργασιών στον πραγματικό κόσμο και το αντίστοιχο (απλουστευμένο) πληροφοριακό μοντέλο του DICOM Ένα αντικείμενο πληροφορίες (IOD) είναι ένα αντικειμενοστραφές (object-oriented) μοντέλο δεδομένων που χρησιμοποιείται για να καθοριστούν οι πληροφορίες που αφορούν αντικείμενα του πραγματικού κόσμου (Real-World Objects). Κάποιο IOD χρησιμοποιείται για να αναπαραστήσει μια ενιαία κατηγορία αντικειμένων του πραγματικού κόσμου. Μετά την επικεφαλίδα ακολουθούν τα μετα-δεδομένα του αρχείου (File Meta Information). Αυτό το τμήμα περιέχει μεταξύ άλλων πληροφορίες σχετικά με το αρχείο, τη σειρά και τη μελέτη στην οποία ανήκει, καθώς και στον ασθενή που ανήκει. Αυτές οι πληροφορίες συχνά αναλύονται και χρησιμοποιούνται ως δεδομένα ευρετηρίασης (indexing) πολυμεσικών δεδομένων σε συστήματα διαχείρισης και αρχειοθέτησης ιατρικών εικόνων (συστήματα PACS). Τα αντικείμενα πληροφορίας DICOM (DICOM information objects) αποτελούν περιγραφή των πληροφοριών που είναι αναγκαίες για να περιγραφεί ή να μεταφερθεί μία εικόνα DICOM. Κάθε τύπος εικόνας, και ως εκ τούτου το αντίστοιχο αντικείμενο πληροφορίας, έχει συγκεκριμένα χαρακτηριστικά. Για παράδειγμα, μία εικόνα CT απαιτεί διαφορετικά αντικείμενα περιγραφής (descriptors) στην επικεφαλίδα της εικόνας από ότι μια εικόνα υπερήχων ή μια εικόνα οφθαλμολογίας. 13

14 Εικόνα 5: Το μοντέλο πληροφοριών του DICOM. Το Ε-R (Entity-relationship) διάγραμμα απεικονίζει τo DICOM μοντέλο του πραγματικού κόσμου, στο οποίο ο ασθενής έχει μία ή περισσότερες μελέτες και κάθε μελέτη περιέχει μία ή περισσότερες σειρές. Το Ε-R μοντέλο του πραγματικού κόσμου του DICOM, στο οποίο ο ασθενής έχει μία ή περισσότερες μελέτες και κάθε μελέτη περιέχει μία ή περισσότερες σειρές. Η σειρά χρησιμεύει ως ένα υποδοχέας (container) που συγκεντρώνει τα σχετικά αντικείμενα, όπως κυμματομορφές, εικόνες, ανεπεξέργαστα δεδομένα, κλπ. Οι αριθμοί δίπλα από τα βέλη ή τα σχήματα υποδεικνύουν την πληθικότητα (cardinality) της σχέσης, δηλαδή 1 = ακριβώς ένα, 0-n = μηδέν ή περισσότερα, και 1-n = ένα ή περισσότερα. Για παράδειγμα, στη σχέση "Ασθενής" σε "Μελέτη", ένας ασθενής έχει ένα ή περισσότερα αντικείμενα μελέτης, αλλά μία Μελέτη αναφέρεται (σχετίζεται) με ένα μόνο ασθενή. Κάθε μελέτη αποτελείται από 1 έως n σειρές (Series) διαγνωστικών εξετάσεων. Κάθε σειρά περιέχει 1 έως n αντικείμενα DICOM που είναι συνήθως εικόνες, αλλά μπορούν επίσης να είναι αναφορές (DICOM report), κυμματομορφές (biosignals), κλπ. Μια σειρά σχετίζεται γενικά με ένα συγκεκριμένο τύπο δεδομένων (π.χ. εικόνες αξωνικής τομογραφίας CT images) ή με τη θέση του ασθενούς σχετικά με την συσκευή παραγωγής της εικόνας. 14

15 Όλη αυτή η πληροφορία περιέχεται στα DICOM αντικείμενα μιας μελέτης. Επομένως, μπορεί μια μελέτη που εκτελείται σε έναν ασθενή να περιέχει 2 σειρές με την καθεμία να εμπεριέχει 10 περιπτώσεις (εικόνες). Εικόνα 6: Το E-R διάγραμμα δείχνει το μοντέλο πληροφορίες DICOM, το οποίο διακρίνει τα αντικείμενα του πραγματικόυ κόσμου, όπως είναι οι ασθενείς, από τα αντίστοιχα αντικείμενα DICOM information model, που αποτελούν αναπαραστάσεις των αντικειμένων του πραγματικού κόσμου στο πληροφοριακό σύστημα. (Entity-relationship diagram shows the DICOM information model, which distinguishes real-world objects, such as patients, from their corresponding DICOM objects, the information-system representations of real-world objects). Επικεφαλίδα ενός αρχείου DICOM (DICOM Header) Ένα αρχείο DICOM περιέχει μία επικεφαλίδα (file header), ένα τμήμα με μετα-δεδομένα για το αρχείο (File Meta Information portion), και ένα μόνο αντικείμενο (εικόνα, σήμα ή αναφορά). Η επικεφαλίδα αποτελείται από ένα προοίμιο μεγέθους 128 bytes, ακολουθούμενο από τους DICM χαρακτήρες, όλα κεφαλαία. Το προοίμιο πρέπει να περιέχει όλα μηδενικά, σε περίπτωση που δεν χρησιμοποιείται (μερικές φορές οι εφαρμογές μπορούν να χρησιμοποιούν το τμήμα αυτό για δική τους χρήση). 15

16 Μετά την επικεφαλίδα ακολουθούν τα μετα-δεδομένα του αρχείου (File Meta Information). Αυτό το τμήμα περιέχει μεταξύ άλλων πληροφορίες σχετικά με το αρχείο, τη σειρά και τη μελέτη καθώς και στον ασθενή που ανήκει. Αυτές οι πληροφορίες συχνά αναλύονται και χρησιμοποιούνται ως δεδομένα ευρετηρίασης (indexing) πολυμεσικών δεδομένων σε συστήματα διαχείρισης και αρχειοθέτησης ιατρικών εικόνων (συστήματα PACS). 16 Εικόνα 7: Tα δεδομένα και μετα-δεδομένα που συνήθως συναντάμε σε ένα αρχείο DICOM Ένα αρχείο DICOM περιέχει τόσο μια επικεφαλίδα (Header), η οποία αποθηκεύει πληροφορίες σχετικά με το όνομα του ασθενούς, το είδος της σάρωσης, τις διαστάσεις της εικόνας, κλπ, καθώς και όλα τα δεδομένα της εικόνας (raw image data), η οποία μπορεί να περιέχει πληροφορίες σε δύο ή τρεις διαστάσεις. Μετά την επικεφαλίδα ακολουθούν τα μετα-δεδομένα του αρχείου (File Meta Information). Αυτό το τμήμα περιέχει μεταξύ άλλων πληροφορίες σχετικά με το αρχείο, τη σειρά και τη μελέτη στην οποία ανήκει, καθώς και στον ασθενή που ανήκει. Αυτές οι πληροφορίες συχνά αναλύονται και χρησιμοποιούνται ως δεδομένα ευρετηρίασης (indexing) πολυμεσικών δεδομένων σε συστήματα διαχείρισης και αρχειοθέτησης ιατρικών εικόνων (συστήματα PACS).

17 Τα δεδομένα μίας DICOM εικόνας μπορούν να συμπιεστούν για να μειωθεί το μέγεθος της εικόνας, χρησιμοποιώντας είτε lossy (υπάρχει απώλεια πληροφορίας κατά την διαδικασία της συμπίεσης) είτε lossless (δεν υπάρχει απώλεια πληροφορίας) παραλλαγές του προτύπου JPEG. Ένα αρχείο DICOM μπορεί να έχει ή να μην έχει επικεφαλίδα. Το πρότυπο λέει ότι χρειάζεται μια επικεφαλίδα, αλλά χρονολογικά παλαιότερα αρχεία DICOM δεν έχουν. Αν έχει επικεφαλίδα, αυτή είναι στην ακόλουθη μορφή: 128 byte προοίμιο (preample), που περιέχει ειδικά δεδομένα 4 bytes που περιέχουν τη συμβολοσειρά "DICM" Το προοίμιο (preample) και η επικεφαλίδα DICOM (DICOM header) περιγράφονται στην κεφάλαιο 10 του προτύπου. Είναι σημαντικό να κατανοήσουμε την ιεραρχική δομή που το πρότυπο χρησιμοποιεί: Το αρχείο DICOM αποτελείται από μια σειρά ομάδων. Κάθε ομάδα αντιπροσωπεύει μια συλλογή των σχετικών πληροφοριών. Κάθε κομμάτι των πληροφοριών σε μια ομάδα που ονομάζεται ένα στοιχείο. Κάθε ομάδα έχει ένα μοναδικό αριθμό με τον οποίο μπορεί να προσδιοριστεί. Αυτός ο κωδικός (tag) είναι δύο bytes σε μήκος και συνήθως αναφέρεται με έναν δεκαεξαδικό αριθμό. Συνήθως ένα αρχείο DICOM θα έχει τουλάχιστον τις ακόλουθες ομάδες δεδομένων: GROUP NAME FILE_META_ELEMENTS_GROUP 0x0002 Αυτό το GROUP περιέχει elements τα οποία περιγράφουν τη συνολική επικεφαλίδα του αρχείου (file header metadata). STUDY_INFORMATION_GROUP PATIENT_GROUP AQUISITION_GROUP Αυτό το GROUP περιέχει elements τα οποία περιγράφουν την Μελέτη (Study) που είναι ένα σύνολο από Σειρές (Series) στην οποία ανήκει η εικόνα. Αυτό το GROUP περιέχει elements τα οποία περιγράφουν τον Ασθενή. το απεικονιστικό σύστημα και τις ρυθμίσεις που χρησιμοποιήθηκαν για να παραχθεί η εικόνα. RELATIONSHIP_GROUP Αυτό το GROUP περιέχει elements τα οποία περιγράφουν τις χωρικές σχέσεις της εικόνας με τις υπόλοιπες εικόνες σε μία σειρά (spacial relationship of two-byte code 0x0002 0x0008 0x0010 0x0018 0x

18 the image to the rest of the images in the series) IMAGE_PRESENTATION_GROUP PIXEL_DATA Αυτό το GROUP περιέχει elements τα οποία περιγράφουν την εικόνα (πλάτος, ύψος, χρωματικό βάθος, κλπ) Αυτό το GROUP περιέχει τα δεδομένα της εικόνας. 0x0028 0x7FE0 Παράδειγμα: Επικεφαλίδα του DICOM (The DICOM header) Η εικόνα στα αριστερά δείχνει ένα υποθετικό αρχείο εικόνας DICOM. Σε αυτό το παράδειγμα, τα πρώτα 794 byte που χρησιμοποιούνται για την επικεφαλίδα DICOM, η οποία περιγράφει τις διαστάσεις της εικόνας και διατηρεί τις άλλες αναγκαίες πληροφορίες σχετικά με την σάρωση. Το μέγεθος αυτής της κεφαλίδας ποικίλει ανάλογα με το πόσες πληροφορίες αποθηκεύεται σε αυτήν. 18 Στην συγκεκριμένη περίπτωση, η επικεφαλίδα ορίζει μια εικόνα η οποία έχει διαστάσεις 109x91x2 voxels, με ανάλυση δεδομένων (resolution) 1 byte (8 bits) ανά voxel, και άρα το συνολικό μέγεθος της εικόνας θα είναι bytes. Τα δεδομένα της εικόνας ακολουθούν μετά τις πληροφορίες της επικεφαλίδας (Σημείωση: Στο DICOM η επικεφαλίδα και τα δεδομένα εικόνας αποθηκεύονται στο ίδιο αρχείο). Ο Πίνακας 1 παρουσιάζει ένα περισσότερο λεπτομερή κατάλογο της επικεφαλίδας DICOM. Επαναλαμβάνουμε αυτό που αναφέραμε νωρίτερα ότι ένα DICOM αρχείο απαιτεί ένα προοίμιο μεγέθους 128-bytes του οποίου τα πεδία είναι συνήθως όλα με τιμή μηδέν - που ακολουθείται από τα γράμματα «D», «I», «C», «M».. Το προοίμιο συνήθως ακολουθείται από πληροφορίες της επικεφαλίδας (Header information), οι οποίες οργανώνονται σε «ομάδες» (GROUPS). Για παράδειγμα, η ομάδα 0002hex περιέχει τη συνολική επικεφαλίδα του αρχείου (file header metadata), και στο παράδειγμα μας περιέχει 3 στοιχεία: το ένα καθορίζει το μήκος ομάδας (Group Length), το δεύτερο αποθηκεύει την έκδοση του αρχείου (File Meta Info Version) και το τρίτο τη μορφή της σύνταξης μεταφοράς (Transfer syntax UID). Τα στοιχεία που απαιτούνται σε ένα DICOM αρχείο εξαρτώνται από τον τύπο της εικόνας, και παρατίθενται στο μέρος 3 του προτύπου DICOM. Για παράδειγμα, αυτή η εικόνα προέρχεται από τομογραφία μαγνητικού συντονισμού (MRI) (βλ. ομάδα: στοιχείο 0008:0060), γι 'αυτό θα πρέπει να έχει τα στοιχεία για να περιγράψει κατάλληλα αυτού του είδους την εικόνα.

19 Η απουσία αυτών των πληροφοριών σε αυτή την εικόνα είναι μια παραβίαση του προτύπου. Στην πράξη, τα περισσότερα συστήματα απεικόνισης εικόνων DICOM (DICOM viewers) δεν ελέγχουν για την παρουσία των περισσότερων από αυτά τα στοιχεία. Ιδιαίτερης σημασίας είναι το ζεύγος «ομάδα:στοιχείο 0002:0010». Αυτό ορίζει το «μοναδικό αναγνωριστικό της Σύνταξης Μεταφοράς» (δείτε τον πίνακα 1). Αυτή η τιμή αναφέρει τη δομή των δεδομένων εικόνας, αποκαλύπτοντας μεταξύ άλλων αν τα δεδομένα έχουν συμπιεστεί ή όχι. Πίνακας 1: Παράδειγμα μίας επικεφαλίδας ενός αρχείου DICOM Οι DICOM εικόνες μπορούν να συμπιεστούν τόσο από το κοινό σύστημα συμπίεσης JPEG με απώλειες (όπου κάποιες πληροφορίες υψηλής συχνότητας χάνονται), καθώς και συμπιεστούν χωρίς απώλειες πληροφορίας από παραλλαγές του προτύπου JPEG (lossless JPEG scheme, which is the original and rare Huffman lossless JPEG, not the more recent and efficient JPEG-LS algorithm), που χρησιμοποιείται σπάνια πέραν της περιοσχής της ιατρικής απεικόνισης. Οι σχετικές πληροφορίες περιγράφονται αναλυτικά στο μέρος 5 του προτύπου DICOM. 19

20 Εικόνα 8: Το αποτέλεσμα συμπίεσης μίας εικόνας τόσο με lossless όσο και με lossy αλγορίθμους συμπίεσης. Εκτός από την περιγραφή της χρησιμοποιούμενης τεχνικής συμπίεσης (αν υπάρχει), το Transfer Syntax UID αναφέρει επίσης τη σειρά των byte για τα ανεπεξέργαστα δεδομένα. Διαφορετικοί υπολογιστές αποθηκεύουν ακέραιες τιμές με διαφορετικό τρόπο, τα λεγόμενα «big endian» και «little endian». Σύνταξη μεταφοράς (Transfer Syntax) Η Σύνταξη Μεταφοράς (Transfer Syntax) είναι ένα σύνολο κανόνων κωδικοποίησης, που επιτρέπει σε δύο Εφαρμογές (application Entities) να διαπραγματευτούν σαφείς και κοινές τεχνικές κωδικοποίησης που και οι δύο συμφωνούν να υποστηρίξουν κατά την επικοινωνίας τους όπως για παράδειγμα δομή των προς μεταφορά δεδομένων (data element structure), την σειρά των bytes υποστηρίζεται (byte ordering), το αν υπάρχει συμπίεση δεδομένων και τι είδους είναι αυτή, κτλ.). Ολες οι αναγκαίες παραδοχές και πληροφορίες σχετικές με αυτή την κατηγορία περιγράφονται στο μέρος 5 του προτύπου DICOM (DICOM Part 5 : Transfer Syntax (Standard and Private)). Τα σημαντικά στοιχεία για τον καθορισμό του αντικειμένου Transfer Syntax (Transfer Syntax UID Definition) είναι: 20 Transfer Syntax UID Περιγραφή Raw data, Implicit VR, Little Endian x Raw data, Explicit VR x = 1: Little Endian x = 2: Big Endian

21 xx xx = 50-64: Lossy JPEG xx = 65-70: Lossless JPEG Lossless Run Length Encoding Ο επόμενος Πίνακας παρουσιάζει τις περισσότερες υποστηριζόμενες από το DICOM «συντάξεις μεταφοράς» (Transfer Syntax) και τα αντίστοιχα UIDs. Πίνακας 2: Κατάλογος των περισσοτέρων από τις υποστηριζόμενες Transfer Syntaxes του DICOM Εκτός από τα δεδομένα σχετικά με την σύνταξης μεταφοράς (transfer syntax),η επικεφαλίδα του DICOM περιέχει όλη εκείνη την πληροφορία που είναι αναγκαία για την ακριβή κατανόηση και οπτικοποίηση της εικόνας, όπως η ευκρίνεια ψηφιοποίησης (resolution) σε bits ανά pixel (0028:0002), η Φωτομετρική Ερμηνεία των δεδομένων (0028:0004), και πολλά άλλα, όπως ενδεικτικά παρουσιάζονται στον Πίνακα 3. 21

22 Εικόνα 9: Δεδομένα τα οποία σχετίζονται με την ακριβή περιγραφή της εικόνας 22 Εικόνα 10: Το σύνολο των δεδομένων ενός DICOM αρχείου Για τις περισσότερες εικόνες MRI και CT, η φωτομετρική ερμηνεία είναι μια συνεχής μονόχρωμη (π.χ. συνήθως απεικονίζεται με αριθμό bits σε κλίμακα του γκρι). Το DICOM, σε αυτές τις μονόχρωμες εικόνες δίνει τις ακόλουθες φωτομετρικές ερμηνείες MONOCHROME1: χαμηλές τιμές = φωτεινό, υψηλές τιμές = σκούρο MONOCHROME2: χαμηλές τιμές = σκούρο, υψηλές τιμές = φωτεινό Ωστόσο, πολλές ιατρικές εικόνες (π.χ. υπερήχων) περιλαμβάνουν χρώμα, και αυτές περιγράφονται από διαφορετικά φωτομετρικά μοντέλα (π.χ. Παλέτα, RGB, CMYK, YBR, κλπ).

23 Window center και window width (brightness and contrast) Τα πιο κοινά αρχεία εικόνας που είναι πιθανό να αντιμετωπίσετε (JPG, GIF, TIFF, κλπ.) υποστηρίζουν κλίμακα του γκρι σε 8 bits. Μπορούν να κωδικοποιήσουν εκατομμύρια χρώματα, αλλά υποστηρίζουν την οπτικοποίηση μόνο 256 αποχρώσεων του γκρι. Επίσης, η τρέχουσα "24 bit" τεχνολογία βίντεο καρτών δεν είναι σε θέση να εμφανίζει περισσότερα από 256 αποχρώσεις του γκρι στην οθόνη. Δεν υπάρχει μεγάλο κίνητρο για να εμφανίσουμε περισσότερες από 256 αποχρώσεις του γκρι αφού η ανθρώπινη όραση μπορεί να διαχωρίζει μόνο περίπου 32 με 64 αποχρώσεις του γκρι. Για τους σκοπούς της ιατρικής απεικόνισης όμως αυτό το εύρος δεν είναι επαρκές για να διαφοροποιήσει τις λεπτές διαφορές μεταξύ ορισμένων ιστών. Η υπολογιστική τομογραφία (CT) και η απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού (MRΙ), για παράδειγμα, μπορούν να διαφοροποιήσουν τις ιδιότητες των ιστών με μεγάλη ακρίβεια. Σαν αποτέλεσμα τα εικονοστοιχεία πολλών ιατρικών εικόνων αποθηκεύονται ως ακέραιοι αριθμοί 16-bits. Όμως, μία ιατρική εικόνα με 16-bits διακριτική ικανότητα (resolution) είναι ικανή να αποθηκεύει ένα πολύ μεγαλύτερο εύρος πληροφοριών από ότι μπορούμε να οπτικοποιήσουμε στην οθόνη του υπολογιστή. Αυτό συνήθως επιλύεται με την συμπίεση των δεδομένων 16 bit από ένα εύρος απεικόνισης οριζόμενου από το χρήστη (το "παράθυρο - window") σε 8 bit (256 αποχρώσεις του γκρι.). Σαν αποτέλεσμα, στην ιατρική απεικόνιση συνήθως αναφερόμαστε για το «κέντρο παραθύρου» (window center) και το «πλάτος παραθύρου» (window width) της εικόνας. Αυτό είναι απλά ένας τρόπος για να περιγράψουμε τη «φωτεινότητα» και την «αντίθεση» της εικόνας ('brightness' and 'contrast'). Οι τιμές αυτές είναι ιδιαίτερα σημαντικές για Xray / CT / PET συστήματα που τείνουν να δημιουργήσουν εντάσεις με συνέπεια βαθμονομημένες ώστε να μπορούμε να χρησιμοποιήσουμε ένα συγκεκριμένο ζεύγος τιμών C: W για κάθε εικόνα, π.χ. 400:2000 μπορεί να είναι καλό για την οπτικοποίηση των οστών, ενώ 50:350 θα μπορούσε να είναι μια καλύτερη επιλογή για οπτικοποίηση μαλακών ιστών. Εικόνα 11: 7. Γκρι κλίμακας επεξεργασία. Τα δεδομένα εικόνας έχουν μια σειρά από τιμές pixel από 0 έως 255. Η ανατομία που μας ενδιαφέρει μπορεί να έχει εικονοστοιχεία με τιμές μεταξύ Με τον καθορισμό του πλάτους παραθύρου σε 50 και το επίπεδο παραθύρου 125, τα εικονοστοιχεία με τιμές κάτω από 100 έχουν 23

24 αντιστοιχηθεί σε μαύρο, τα εικονοστοιχεία με τιμές πάνω από 150 έχουν αντιστοιχηθεί σε λευκό, και οι τιμές εικονοστοιχείων από 100 έως 150 έχουν αντιστοιχηθεί με κάποια απόχρωση του γκρι. Ας εξετάσουμε την επόμενη εικόνα που περιέχει εικονοστοιχεία με εντάσεις που κυμαίνονται από 0 έως 170. Μια καλή εκτίμηση εκκίνησης για αυτή την εικόνα μπορεί να είναι ένα κέντρο 85 (μέση ένταση) και πλάτος 171 (εύρος τιμών), όπως φαίνεται στην μεσαία εικόνα. Μειώνοντας το πλάτος στο 71 θα αυξήσει την αντίθεση (αριστερή εικόνα). Από την άλλη πλευρά, κρατώντας το πλάτος ίσο με 171 αλλά μειώνοντας το κέντρο στο 40 θα κάνει την εικόνα να εμφανίζεται φωτεινότερη (δεξιά εικόνα). Για να κατανοήσουμε καλύτερα την χρησιμοποίηση των Window center and window width στην διαγνωστική διαδικασία ας εξετάσουμε τις επόμενες εικόνες, οι οποίες αποτελούν διαφορετικές οπτικοποιήσεις της ίδιας αρχικής εικόνας DICOM. 24

25 Εικόνα 12: Ένα ευρύ φάσμα των τιμών των εικονοστοιχείων αντιστοιχείται σε λευκό και μαύρο, δίνοντας μια χαμηλής αντίθεσης εμφάνιση. (A wide range of pixel values is mapped to white and black, giving a low-contrast appearance). Εικόνα 13: Ένα στενό εύρος των τιμών των εικονοστοιχείων αντιστοιχείται στο λευκό και το μαύρο, δίνοντας μια υψηλή αντίθεση. (A narrow range of pixel values is mapped to white and black, giving a high-contrast appearance. The window level is set for optimized viewing of dark objects (eg, the endoscope)). 25

26 Εικόνα 14: Ίδιο πλάτος του παραθύρου, όπως στο 13, αλλά το επίπεδο παραθύρου μειώνεται για βελτιστοποιημένη προβολή αντικειμένων με ενδιάμεσες τιμές εικονοστοιχείων (π.χ., της χολής). (Same window width as in 13, but the window level is decreased for optimized viewing of objects with an intermediate pixel value (eg, the hepatic bile ducts)). Εικόνα 15: Ίδιο επίπεδο παράθυρο όπως στο 14, αλλά με ένα πλάτος παραθύρου ενδιάμεσο από ότι στο 12 και στο 14. Αυτό μπορεί να είναι η βέλτιστη ρύθμιση για την προβολή όλων των αντικειμένων ταυτόχρονα σε αυτή την εικόνα. (Same window level as in c but with a window width intermediate between that in 12 and that in 14. This may be the optimum setting for viewing all objects simultaneously in this image). 26

27 HY Ιατρική Απεικόνιση Στέλιος Ορφανουδάκης Κώστας Μαριάς Σημειώσεις I: Κλασική Ακτινολογία: Εισαγωγή και βασικές αρχές απεικόνισης Σεπτέμβριος 2003-Φεβρουάριος 2004

28 Α. Εισαγωγή στην Κλασική Ακτινολογία Στην κλασική ακτινολογία, η τρισδιάστατη ανθρώπινη ανατομία προβάλλεται και καταγράφεται σαν εικόνα δύο διαστάσεων σε ακτινολογικό φιλμ με χρήση δέσμης ακτινών Χ, ενέργειας kev. Οι ακτίνες Χ απορροφώνται ή σκεδάζονται από τους ιστούς του ανθρώπινου σώματος. Ο βαθμός απορρόφησης ή σκέδασης εξαρτάται κυρίως από την ενέργεια της δέσμης, καθώς και από τον ατομικό αριθμό (Ζ) και την πυκνότητα (ρ) των βιολογικών ιστών. Στις ενέργειες που χρησιμοποιούνται στη διαγνωστική ακτινολογία, η απορρόφηση των ακτινών Χ οφείλεται κυρίως στο φωτοηλεκτρικό φαινόμενο ενώ η σκέδαση τους οφείλεται στο φαινόμενο Compton. Η πιθανότητα απορρόφησης των ακτινών Χ με βάση το φωτοηλεκτρικό φαινόμενο είναι αυξημένη για φωτόνια χαμηλής ενέργειας και συστατικά στοιχεία βιολογικών ιστών μεγάλου ατομικού αριθμού. Η πιθανότητα σκέδασης Compton των ακτινών Χ εξαρτάται μόνο από την πυκνότητα και αυξάνεται σε υψηλές ενέργειες. Οι δύο αυτοί τρόποι αλληλεπίδρασης της δέσμης των ακτινών Χ με τους βιολογικούς ιστούς διαφέρουν αρκετά ως προς την επίδραση τους πάνω στην ποιότητα της τελικής εικόνας καθώς και ως προς την ακτινοβολία που δέχονται οι ασθενείς. Το φωτοηλεκτρικό φαινόμενο ενισχύει τις φυσιολογικές διαφορές απορρόφησης των ακτινών Χ μεταξύ γειτονικών ιστών, όπου αυτές υπάρχουν και ιδιαίτερα μεταξύ οστών και μαλακών ιστών, και έτσι δίνει εικόνες πολύ καλής διαγνωστικής ποιότητας. Όμως, μια και όλη η ενέργεια των φωτονίων που αλληλεπιδρούν με τον τρόπο αυτό με τους ιστούς απορροφάται από το ανθρώπινο σώμα, οι ασθενείς δέχονται πολύ μεγαλύτερη ακτινοβολία. Οι βιολογικές αυτές επιπτώσεις του φωτοηλεκτρικού φαινομένου μπορούν να ελαχιστοποιηθούν αν χρησιμοποιηθεί δέσμη ακτινών Χ της μεγαλύτερης επιτρεπτής ενέργειας υπό περιορισμούς που θέτει η επιθυμητή ποιότητα της ακτινογραφίας για κάθε κλινική εφαρμογή. Σε μεγαλύτερες ενέργειες επικρατεί η αλληλεπίδραση τύπου Compton που είναι υπεύθυνη για όλη σχεδόν τη σκεδαζομένη ακτινοβολία και έχει σαν αποτέλεσμα την προσθήκη θορύβου στην τελική εικόνα και τη μείωση της ικανότητας του συστήματος απεικόνισης να διακρίνει μικρές διαφορές στην εξασθένηση της δέσμης ακτινών Χ από γειτονικούς βιολογικούς ιστούς. Γενικά, στην κλασική ακτινολογία σημαντική για την διαγνωστική ποιότητα της τελικής εικόνας θεωρείται η επιλογή της ενέργειας και της έντασης της δέσμης των ακτινών Χ. Η ενέργεια, όπως είδαμε παραπάνω, καθορίζει την πιθανότητα

29 απορρόφησης ή σκέδασης των φωτονίων της δέσμης ακτινών Χ και, με βάση τα κριτήρια διαφοροποίησης γειτονικών ιστών και ελαχιστοποίησης της ακτινοβολίας που δέχεται ο ασθενής, αποτελεί εκείνη την παράμετρο του συστήματος που είναι κυρίως υπεύθυνη για την τελική ποιότητα της εικόνας. Η ένταση της δέσμης καθορίζει το λόγο του σήματος προς το θόρυβο στην τελική εικόνα. Συγκεκριμένα, σε κάθε σημείο της εικόνας, ο λόγος του σήματος προς το θόρυβο ισούται με την τετραγωνική ρίζα του αριθμού των φωτονίων που προσπίπτουν στο σημείο αυτό του ακτινογραφικού φιλμ. Έτσι, όσο μεγαλύτερη είναι η ένταση της δέσμης τόσο περισσότερα φωτόνια προσπίπτουν ανά μονάδα επιφάνειας του φιλμ και τόσο μεγαλύτερος είναι ο λόγος σήματος προς το θόρυβο. Βέβαια, η ακτινοβολία που δέχεται ο ασθενής επίσης αυξάνεται καθώς αυξάνεται η ένταση, και πρέπει και πάλι να επιλεγεί η μικρότερη δυνατή ένταση που ικανοποιεί όμως τις κλινικές απαιτήσεις διαγνωστικής ποιότητας. Οι αντίστοιχοι συμβιβασμοί διερευνούνται στο μέρος Β των σημειώσεων. Η δέσμη ακτινών Χ, αφού υποστεί κάποια εξασθένηση λόγω απορρόφησης και σκέδασης των φωτονίων που τη συνθέτουν, εξέρχεται από το ανθρώπινο σώμα μεταφέροντας τη διδιάστατη προβολή της ανατομίας με τη μορφή εικόνας σε λανθάνουσα κατάσταση. Την εικόνα αυτή τη συνθέτουν οι αυξομειώσεις εντάσεως που προέρχονται από τη μεταβλητή απορρόφηση διαφόρων ακτινών της δέσμης ανάλογα με τους ιστούς από τους οποίους πέρασε η κάθε μια. Σύμφωνα με το μοντέλο απεικόνισης που περιγράψαμε στο προηγούμενο εδάφιο, η ακτινοβολία η οποία μεταφέρει τις πληροφορίες που απαιτούνται για την ανακατασκευή και καταγραφή της τελικής εικόνας πρέπει να περάσει από ένα τελικό στάδιο επεξεργασίας. Στην περίπτωση της κλασικής ακτινολογίας, η επεξεργασία αυτή είναι καθαρά αναλογική και πολύ απλή. Στην απλούστερη μορφή της, ισοδυναμεί με την παρεμβολή στη δέσμη ακτινοβολίας ενός κοινού ακτινογραφικού φιλμ και την εμφάνιση του φιλμ. Όμως, προκειμένου να ελαχιστοποιηθεί η ακτινοβολία που δέχονται οι ασθενείς, το φιλμ συνήθως τοποθετείται ανάμεσα σε δύο φθορίζουσες πλάκες που ενισχύουν την εικόνα, μετατρέποντας την ενέργεια των ακτινών Χ σε πολύ περισσότερα φωτόνια χαμηλότερης ενέργειας στην ορατή περιοχή του ηλεκτρομαγνητικού φάσματος. Το μήκος κύματος των ορατών αυτών φωτονίων επιλέγεται ούτως ώστε να ανήκει στο διάστημα μέγιστης ευαισθησίας του φιλμ (συνήθως γύρω στα 4300 Angstroms, που αντιστοιχεί στο χρώμα μπλε).

30 Εικ. 1 Κλασική ακτινογραφία θώρακα. Η Εικ. 1 δείχνει μια κλασική ακτινογραφία θώρακα, στην οποία τα οστά εμφανίζονται με μεγαλύτερο συντελεστή εξασθένησης ακτινών Χ (ή ένταση εικόνας) και προβάλλονται σε δύο διαστάσεις μαζί με τους μαλακούς ιστούς. Σε κλινικές εφαρμογές, που απαιτούν ακτινολογική εξέταση της ανθρώπινης ανατομίας και του κυκλοφοριακού συστήματος σε πραγματικό χρόνο, η εικόνα, που μεταφέρεται από τη δέσμη ακτινών Χ σε λανθάνουσα μορφή, ενισχύεται από ειδική λυχνία στην έξοδο της οποίας τοποθετείται κάμερα τηλεοράσεως και μεταφέρει την ορατή πια εικόνα σε μια κοινή οθόνη τηλεοράσεως. Οι τεχνολογίες των πλακών, της λυχνίας ενίσχυσης της εικόνας και του φιλμ είναι σήμερα αρκετά προχωρημένες και βασίζονται στη χρήση νέων υλικών και στη βαθύτερη κατανόηση των οπτικών και άλλων ιδιοτήτων τους. Τα τελευταία χρόνια έχουν αναπτυχθεί σημαντικά και οι μέθοδοι της ψηφιακής ακτινολογίας και ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας με σκοπό τη μελλοντική κατάργηση του ακτινογραφικού φιλμ σαν μέσου καταγραφής των εικόνων. Στην ψηφιακή ακτινολογία, το φιλμ αντικαθίσταται από ειδικά κατασκευασμένη πλάκα στην οποία οι εντάσεις της εικόνας μετατρέπονται σε κατανομή ηλεκτρικού φορτίου και διαβάζονται απ' ευθείας σε ψηφιακή μορφή. Στην ψηφιακή αφαιρετική αγγειογραφία, παίρνουμε δύο εικόνες, πριν και μετά την ενδοφλέβια ή αρτηριακή έγχυση σκιαγραφικής ουσίας μεγάλου συντελεστή εξασθένησης ακτινών Χ, τις οποίες αφαιρούμε σημείο προς σημείο έτσι ώστε τα αγγεία που έχουν μεγαλύτερη ένταση στη μία από τις δύο εικόνες να παραμείνουν, και οι υπόλοιποι ιστοί που δεν έχουν απορροφήσει σκιαγραφική ουσία να μηδενισθούν. Η Εικ. 2 δείχνει τις αρτηρίες της καρδιάς όπως απεικονίσθηκαν με τη

31 μέθοδο της ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας. Στην Εικ. 3 φαίνεται μέρος της ανατομίας ενός ζώου, ενώ μέσα στην κυκλική επιφάνεια απεικονίζεται η αορτή του ζώου αυτού και άλλες μικρές αρτηρίες με αφαιρεθείσα την υπόλοιπη ανατομία. Τα συστήματα ψηφιακής επεξεργασίας εικόνων μας δίνουν τη δυνατότητα απεικόνισης μέρους του κυκλοφοριακού συστήματος μαζί με τη γειτονική ανατομία, η οποία και μπορεί να χρησιμοποιηθεί σαν οδηγός. Με κατάλληλη κωδικοποίηση, η μέθοδος της ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας μπορεί να χρησιμοποιηθεί και για την απεικόνιση της κατανομής των τιμών διαφόρων αιμοδυναμικών παραμέτρων μέσα στα αγγεία. Εικ. 2 Ψηφιακή αφαιρετική αγγειογραφία των αρτηριών της καρδιάς. Εικ. 3 Ταυτόχρονη απεικόνιση μέρους της ανατομίας και δυναμικά επιλεγόμενης περιοχής του κυκλοφορικού συστήματος

32 Β. Το σύστημα απεικόνισης και η δημιουργία εικόνας 1. Απλό μαθηματικό μοντέλο Το σχήμα 4 δείχνει τη διάταξη παραγωγής ακτινών Χ. Η άνοδος βομβαρδίζεται από επιταχυνόμενα ηλεκτρόνια υψηλής ενέργειας, με αποτέλεσμα την απελευθέρωση ενέργειας (ακτίνες Χ). V Πηγή υψηλής τάσης A Ηλεκτρονική Λυχνία Νήμα ηλεκτρονικής Ηλεκτρόνια Ακτίνες-Χ Άνοδος Σχήμα 4 Διάταξη παραγωγής ακτινών Χ Για την εξήγηση του τρόπου απεικόνισης με ακτίνες Χ, πρώτα πρέπει να εξετάσουμε το πως αλληλεπιδρούν με τους ιστούς. Όπως φαίνεται στο σχήμα 5, τα φωτόνια απορροφούνται, σκεδάζονται ή περνάνε χωρίς καμία αλληλεπίδραση. Η εικόνα παράγεται από τα πρωτεύοντα φωτόνια ενώ τα σκεδαζόμενα δημιουργούν θόρυβο. Η συσκευή (πλέγμα) αντι-σκέδασης, έχει σα σκοπό να μειώσει τον αριθμό των σκεδαζομένων φωτονίων δημιουργώντας όμως αύξηση της δόσης ακτινοβολίας για να επιτευχθεί η ίδια ποιότητα εικόνας. Η εικόνα δημιουργείται από τον δέκτη (π.χ. εμφάνιση φιλμ) για να εξετασθεί μετέπειτα από τον ακτινολόγο. Όπως αναφέρθηκε και προηγουμένως, η (διαφορετική) απορρόφηση της ακτινοβολίας από τους ιστούς,

33 δημιουργεί το απαραίτητο κοντράστ για να είναι η απεικόνιση διαγνωστικά ωφέλιμη. Ηλεκτρονική λυχνία A D B C Πλέγμα αντι-σκέδασης Σχήμα 5 Τα βασικά μέρη ενός συστήματος ακτινογραφίας και η δημιουργία της ακτινολογικής εικόνας. Το Α αντιπροσωπεύει ένα φωτόνιο που απορροφήθηκε, το Β πέρασε χωρίς αλληλεπίδραση, ενώ από τα σκεδαζόμενα φωτόνια C και D μόνο το πρώτο περνά το πλέγμα αντι-σκέδασης Στη συνέχεια θα ακολουθήσουμε ένα απλό μαθηματικό μοντέλο για την ανάλυση της ακτινολογικής απεικόνισης. Όπως φαίνεται στα σχήματα 5 και 6, η ακτινογραφία είναι μια 2-διάστατη προβολή της 3-διάστατης συνάρτησης μ(x,y,z) η οποία αντιπροσωπεύει τη χωρική μεταβολή των χαρακτηριστικών απορρόφησης ακτινοβολίας στους ιστούς. Υποθέτουμε ότι η ακτινοβολία είναι μονοχρωματική (ενέργειας Ε), η δέσμη αποτελείται από παράλληλες πολύ λεπτές ακτίνες και ότι ο δέκτης απορροφά όλα τα φωτόνια που φτάνουν σε αυτόν έχοντας γραμμική απόκριση. Αν εκπέμπονται Ν φωτόνια ανά μονάδα επιφανείας στον ασθενή, η ενέργεια που απορροφάται στη στοιχειώδη επιφάνεια dxdy του δέκτη είναι I(x,y)dxdy, όπου η ένταση δίνεται από τη σχέση:

34 µ I x y Nε E Ee ( x, y, z) dz (, ) = (,0) + σκέδαση (1) όπου ε(ε, θ) είναι η αποδοτικότητα απορρόφησης ενέργειας του δέκτη ενώ η σκέδαση είναι μια πολύπλοκη συνάρτηση της θέσης και της χωρικής κατανομής των ιστών. Η μέγιστη τιμή της παρατηρείται στο κέντρο της εικόνας ενώ μεταβάλλεται αργά προς τις άκρες της εικόνας. x N dx dy z y μ (x,y,z) I(x,y) dx dy δέκτης Σχήμα 6 Απλό μοντέλο σχηματισμού της ακτινογραφίας δείχνοντας τη διαδρομή που ακολουθούν τα πρωτεύοντα και δευτερεύοντα (σκεδαζόμενα) φωτόνια. Στην πράξη ο λόγος της σκεδαζόμενης προς την πρωτεύουσα ακτινοβολία μπορεί να μετρηθεί, οπότε η εξίσωση (1) μπορεί να γραφεί ως: (,, ) I( x, y) N ( E,0) Ee µ x y z dz = ε (1 + R) (2) Με βάση αυτές τις απλές εξισώσεις μπορούμε να εξερευνήσουμε ποιοτικά διάφορες σημαντικές παραμέτρους της ακτινολογικής απεικόνισης. Οι πιο σημαντικές που θα αναλυθούν στη συνέχεια είναι: Κοντράστ και διακριτική ανάλυση Δόση ακτινοβολίας και θόρυβος

35 2. Κοντράστ και διακριτική ανάλυση Η διακριτική ανάλυση μπορεί να οριστεί (γενικά) ως ένα μέτρο της ικανότητας να διαχωριστούν δυο κοντινά αντικείμενα στο οπτικό πεδίο. Η ποιότητα του ακτινολογικού συστήματος είναι άμεσα συνδεδεμένη με την διακριτική ανάλυση και περιγράφεται με τις γνωστές συναρτήσεις PSF (point spread function) και MTF (modulation transfer function) οι οποίες περιγράφουν τη γενική ποιότητα του συστήματος και υπολογίζονται με την απεικόνιση αντικειμένων γνωστής γεωμετρίας (phantoms). Στο παρών εδάφιο θα ασχοληθούμε με το ακτινολογικό κοντράστ το οποίο δίνει και το βαθμό ωφελιμότητας της μεθόδου απεικόνισης για το διαχωρισμό ιστών και τη διάγνωση παθολογιών. Στο σχήμα 7 φαίνεται ένα απλό μοντέλο για τον υπολογισμό του κοντράστ μέσα στον ασθενή ανάμεσα σε ένα ομογενές κομμάτι ιστού ύψους t και συντελεστή εξασθένισης μ 1 το οποίο εμπεριέχει ένα μικρότερο κομμάτι ιστού (π.χ. παθολογία) ύψους x και συντελεστή εξασθένισης μ 1 το οποίο είναι σημαντικό να μπορεί να το ξεχωρίσει ο ακτινολόγος. µ 1 t µ 2 x Σχήμα 7 Ένα απλοποιημένο μοντέλο για τον υπολογισμό του κοντράστ σε μια περιοχή μέσα στον ασθενή 3Δ Για τον υπολογισμό του κοντράστ C της παθολογίας μπορούμε να χρησιμοποιήσουμε τις εντάσεις I 1 και I 2, που δίνουν τη ενέργεια που απορροφάται στο δέκτη μέσα και έξω από την παθολογία: C = (I 1 I 2 )/ I 1 (3) Aν υποθέσουμε ότι η παθολογία είναι στο κέντρο της εικόνας και ότι η σκέδαση δε

36 μεταβάλλεται σημαντικά μέσα και έξω από αυτή τη περιοχή, τότε χρησιμοποιώντας την εξίσωση 1 έχουμε: µ 1( ) 2 1 ( 2 1) ( ) ( ) 1 t µ t x µ x µ t e e N ( E,0) Ee 1 µ µ x ε e Nε( E,0) E C = = (4) I I 1 1 Για να λάβουμε υπόψη και τη σκέδαση αντικαθιστούμε στην (4) το I 1 χρησιμοποιώντας την εξίσωση (2): C = µ t Nε( E,0) Ee Nε( E,0) Ee µ 2 µ 1) x ( 1 e ) (1 + R) ( µ 2 1 e = 1+ R 1 ( µ 1) x µ 1t (5) Από την εξίσωση (5) είναι φανερό ότι το κοντράστ εξαρτάται από τις διαστάσεις της παθολογίας, τη σκέδαση και τη διαφορά ανάμεσα στους συντελεστές εξασθένισης των δυο ιστών. Το τελευταίο είναι ίσως το πιο σημαντικό αφού κατά κάποιο τρόπο καθορίζει τις δυνατότητες και τα όρια της διαγνωστικής ακτινολογίας. Στο σχήμα 8 φαίνονται οι συντελεστές εξασθένισης διαφόρων ιστών σε συνάρτηση με την ενέργεια των φωτονίων. Είναι φανερό ότι η ακτινογραφία ενδείκνυται για απεικόνιση οστών αφού σύμφωνα με την εξίσωση 5 το κοντράστ αυξάνεται ( 1) όσο μεγαλύτερη είναι η διαφορά των συντελεστών εξασθένισης μ 2 -μ 1. Όμως από το σχήμα 8 είναι επίσης φανερό ότι οι συντελεστές απορρόφησης μεταβάλλονται με την ενέργεια των φωτονίων και μάλιστα μειώνονται. Είναι επίσης φανερό ότι μειώνεται και η απόλυτη διαφορά τους με αποτέλεσμα στις υψηλότερες ενέργειες να μειώνεται το κοντράστ. Αν όμως η απεικόνιση γίνεται σε χαμηλότερες ενέργειες η απορρόφησή της από τους ιστούς αυξάνεται (αφού μ ) με αποτέλεσμα της αύξησης της δόσης στον ασθενή. Στη πράξη, η μέση ενέργεια της δέσμης ακτινών Χ αυξάνεται καθώς αυτή διαπερνά τους ιστούς (αφού η απορρόφηση των φωτονίων χαμηλής ενέργειας είναι ευκολότερη), με αποτέλεσμα τη μείωση του κοντράστ. Το κοντράστ μπορεί επίσης να αυξηθεί με την αύξηση του χρόνου απεικόνισης (π.χ. εμφάνισης του φιλμ) μιας και μειώνεται το φαινόμενο της κβαντικής διακύμανσης. Όμως και πάλι, αυξάνεται η δόση στον ασθενή. Η εύρεση του κατάλληλου συμβιβασμού ανάμεσα στο κοντράστ και τη δόση στον ασθενή είναι δύσκολη και εξαρτάται από τη κλινική εφαρμογή της μεθόδου. Στο

37 επόμενο εδάφιο αναλύουμε περαιτέρω τις παραμέτρους του θορύβου και της δόσης ακτινοβολίας. Energy ( MeV) 1,00E-03 1,00E-02 1,00E-01 1,00E+00 1,00E+01 1,00E+02 μαλακός ιστός φλοιώδης οστό ιστός μαστού φαιά ουσία 1,00E+04 1,00E+03 1,00E+02 1,00E+01 μ/ρ (cm 2 /g) 1,00E+00 1,00E-01 1,00E-02 Σχήμα 8 Οι συντελεστών εξασθένισης διαφόρων ιστών σε συνάρτηση της ενέργειας φωτονίων (στοιχεία από το National Institute of Standards and Technology των Η.Π.Α, 3. Δόση ακτινοβολίας και θόρυβος Όπως αναφέρθηκε στο προηγούμενο εδάφιο, ο κβαντικός θόρυβος μπορεί να επηρεάσει την ποιότητα της εικόνας και συνεπώς και τη διαγνωστική της αξία μιας και ο ακτινολόγος μπορεί να αποτύχει στη διάγνωση μικρών παθολογιών εξαιτίας του θορύβου, ακόμα και αν η χωρική ανάλυση και το κοντράστ είναι ικανοποιητικά. Δυστυχώς η αύξηση του χρόνου απεικόνισης παρόλο που μειώνει τον κβαντικό θόρυβο, αυξάνει και τη δόση στον ασθενή. Οι ιδιότητες του συστήματος δέκτηαπεικόνισης επίσης αυξάνει το θόρυβο όπως επίσης και η απόκριση συχνότητας του συστήματος (Modulation Transfer Function) Ακολουθώντας το απλό μοντέλο του σχήματος 7 μπορούμε να υπολογίσουμε τη δόση ακτινοβολίας που απαιτείται για να επιτύχουμε κοντράστ C σε μια παθολογία

38 επιφάνειας Α η οποία καλύπτεται από θόρυβο βάθους, προερχόμενο αποκλειστικά από κβαντική διακύμανση. Το σήμα το οποίο θέλουμε να διακρίνουμε δίνεται από τη σχέση: σήμα = I A (6) όπου ΔΙ=I 1 -I 2. Με χρήση των εξισώσεων (2) και (3) η παραπάνω σχέση γίνεται: σήμα = I A = I 1 C A = C Α Ν ε Ε µ e 1t (1 + R) (7) Για να προχωρήσουμε πρέπει να υποθέσουμε ότι ο δέκτης απορροφά όλα τα φωτόνια που φτάνουν σε αυτόν με την ίδια ικανότητα. Ο αριθμός των φωτονίων που φτάνουν στο δέκτη ακολουθεί κατανομή Poisson με μέση τιμή xa όπου x είναι η πιθανότητα άφιξης ενός φωτονίου σε μια μονάδα χρόνου στην επιφάνεια Α. Ο κβαντικός θόρυβος προέρχεται από διακυμάνσεις στην ενέργεια που απορροφάται στον δέκτη και για μια στοιχειώδη επιφάνεια Α κοντά στην παθολογία (μ 2 ), δίνεται από τη σχέση: θόρυβος = E(I 1 A/E) 1 / 2 =E[NεA µ e 1t (1+R)] ½ (8) Από τις εξισώσεις (7) και (8) και στη συνέχεια με αντικατάσταση του C από την (5), μπορούμε να υπολογίσουμε το λόγο του σήματος προς το θόρυβο (SNR): SNR= C [NεA µ e 1t (1+R)] ½ ( µ 1 x = ( 1 e ) 2 µ ) [NεA µ e 1t / (1+R)] ½ (9) Αναλύοντας τον πρώτο εκθετικό όρο μέχρι το δεύτερο παράγοντα Taylor ( e x 1 + x ) παίρνουμε: SNR 2 = 2 µ x) NεAe 1+ R µ 1t ( (10) Όπου Δμ = μ 2 μ 1. Σύμφωνα με τον (Webb, 1988) η ελάχιστη δόση στον ασθενή πρέπει να αντιστοιχεί στην ελάχιστη τιμή k του SNR για το οποίο η παθολογία μπορεί να γίνει αντιληπτή από τον άνθρωπο. Εξισώνοντας με k την (10) και λύνοντας ως προς τον αριθμό των φωτονίων Ν έχουμε:

39 N= k 2 (1 + R) e µ 1t /[ε ( µ x) 2 x 2 ] (11) Όπου Ν είναι ο αριθμός φωτονίων στον ασθενή ανά μονάδα επιφάνειας. Όπου Α=x 2 η επιφάνεια του κύβου (παθολογία) στο σχήμα 7. Οπότε η δόση στον ασθενή υπολογίζεται ως το γινόμενο της ακτινοβολίας (ενέργεια επί αριθμό φωτονίων) με το συντελεστή απορρόφησης-μάζας μ Εη /ρ (ρ η πυκνότητα): δόση= (μ Εη /ρ) E k 2 (1 + R) e µ 1t /[ε ( µ) 2 x 4 ] (12) Οι βασικές παρατηρήσεις που μπορούν να γίνουν είναι ότι η δόση αυξάνεται δραματικά με το μέγεθος του αντικειμένου που απεικονίζεται, επομένως αν υπάρχουν περιορισμοί στη δόση και στο κοντράστ θα υπάρχει αντίστοιχος περιορισμός στις διαστάσεις (μικρών) παθολογιών που μπορούν να γίνουν αντιληπτές. Οι συντελεστές απορρόφησης-μάζας μ Εη /ρ για διάφορα στοιχεία και ιστούς, μπορούν να βρεθούν στο διαδίκτυο στη διεύθυνση του National Institute of Standards and Technology των Η.Π.Α. Παρόλα αυτά πρέπει να αναφέρουμε ότι το μοντέλο του σχήματος 7 είναι απλοποιημένο και ότι στην πράξη ο δέκτης δεν είναι ιδανικός, οπότε η διαδικασία απεικόνισης περιλαμβάνει επιπρόσθετο θόρυβο (χαρακτηριστικά ακτινογραφικού φιλμ, εμφάνιση του φιλμ και φθορίζουσες πλάκες ενίσχυσης). Τυπικές δόσεις για ακτινολογικές εξετάσεις είναι 1.2 mgy για μαστογραφία και 0.3 mgy για ακτινογραφία θώρακα. Οι δόσεις αυτές υπολογίζονται λαμβάνοντας υπόψη τους περιορισμούς για το κοντράστ και την επιθυμητή ποιότητα εικόνας. ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑ [1] Ε.Ν. Οικονόμου, Η Φυσική σήμερα: 'ΙΙ. Οι Δέκα κλίμακες της Ύλης', Πανεπηστημιακές Εκδόσεις Κρήτης, 1995 [2] S. Webb, The physics of Medical Imaging, Institute of Physics Publishing, 1998

40 HY Ιατρική Απεικόνιση Στέλιος Ορφανουδάκης Κώστας Μαριάς Σημειώσεις V: Υπολογιστική Τομογραφία CT, MRI, PET Σεπτέμβριος 2003-Φεβρουάριος 2004

41 Υπολογιστική Τομογραφία α. Γενικές Αρχές: Στην κλασική ακτινολογία η τρισδιάστατη ανθρώπινη ανατομία προβάλλεται πάνω στο ακτινογραφικό φιλμ και απεικονίζεται σε δύο διαστάσεις. Αυτό έχει σαν αποτέλεσμα να χάνεται η πληροφορία που αφορά την τρίτη διάσταση, δηλαδή το βάθος των διαφόρων οργάνων του ανθρώπινου σώματος, και να μειώνεται σημαντικά η ευαισθησία των κλασικών ακτινολογικών μεθόδων απεικόνισης σε μικρές αυξομειώσεις του συντελεστή απορρόφησης ακτινών Χ, ιδιαίτερα των μαλακών ιστών. Η κλινική χρησιμότητα των διαφόρων μεθόδων κλασικής ακτινολογίας, που δεν αμφισβητείται ακόμη και σήμερα, οφείλεται κυρίως στην αυξημένη διακριτική τους ικανότητα όσον αφορά πολύ μικρά ανατομικά αντικείμενα (ή μικρή λεπτομέρεια μεγαλύτερων ανατομικών αντικειμένων) που όμως πρέπει να έχουν σημαντικά διαφορετικό συντελεστή απορρόφησης από εκείνο των γύρω ιστών. Η ευαισθησία των κλασικών ακτινολογικών μεθόδων απεικόνισης είναι της τάξεως των 10-20%, δηλαδή ο συντελεστής απορρόφησης δύο διαφορετικών ιστών πρέπει να διαφέρει κατά 10-20% για να μπορέσουμε να δούμε αντίστοιχη αλλαγή στην οπτική πυκνότητα του ακτινογραφικού φιλμ. Για να αντιμετωπισθούν τα προβλήματα των κλασικών μεθόδων ακτινολογίας που προκύπτουν λόγω προβολής της τρισδιάστατης ανθρώπινης ανατομίας σε δύο διαστάσεις, άρχισε γύρω στα 1930 να αναπτύσσεται η μέθοδος της συμβατικής τομογραφίας που απεικονίζει τομές του ανθρώπινου σώματος καταγράφοντας τες εστιασμένες πάνω σε κοινό ακτινογραφικό φιλμ, ενώ κάθε σημείο που ανήκει σε επίπεδα πάνω και κάτω (ή αριστερά και δεξιά) από την κάθε τομή προβάλλεται μη εστιασμένο πάνω στο ίδιο φιλμ και με πολύ χαμηλότερη ένταση απ' ό,τι σημεία που ανήκουν στο επίπεδο εστίασης. Αυτό επιτυγχάνεται, όπως φαίνεται διαγραμματικά στο Σχ. 6. Συγκεκριμένα, στο χρονικό διάστημα ενεργοποίησης της δέσμης ακτινών Χ, η λυχνία κινείται συνεχώς από αριστερά προς τα δεξιά, ενώ το φιλμ κινείται στην αντίθετη κατεύθυνση παρακολουθώντας κατά κάποιο τρόπο τις προβολές των σημείων που βρίσκονται στο επίπεδο εστίασης. Επομένως, το σημείο Β που βρίσκεται στο επίπεδο εστίασης προβάλλεται στο ίδιο σημείο πάνω στο φιλμ καθώς αυτό κινείται, και έτσι παραμένει εστιασμένο (απόσταση ββ' = Δ). Οι προβολές σημείων όπως τα Α και Γ, που βρίσκονται κάτω και πάνω από το επίπεδο εστίασης αντίστοιχα, μετατοπίζονται σε σχέση με το φιλμ και επομένως τα επίπεδα αυτά δεν εστιάζονται. Η κίνηση της λυχνίας ακτινών Χ και αντίστοιχα του φιλμ μπορεί να

42 είναι γραμμική, κυκλική, ελλειπτική, σπειροειδής, κλπ. Σχ. 6 Μέθοδος συμβατικής τομογραφίας. Η λυχνία ακτινών Χ κινείται από αριστερά προς τα δεξιά, ενώ το ακτινογραφικό φιλμ κινείται ταυτόχρονα από δεξιά προς τα αριστερά καλύπτοντας απόσταση Δ. Η σχετική κίνηση της λυχνίας και του φιλμ καθορίζει το επίπεδο εστίασης. Είναι προφανές ότι ο βαθμός εστίασης των διαφόρων επιπέδων τα οποία τέμνει η δέσμη ακτινών Χ είναι αντιστρόφως ανάλογος της απόστασης τους από το επιλεγμένο επίπεδο εστίασης, ενώ η τελική εικόνα αποτελείται από τις προβολές όλων αυτών των επιπέδων, εστιασμένων και μη. Το τελικό αποτέλεσμα είναι μια θολή τομή της ανατομίας, όπως αυτή που δείχνει η Εικ. 5. Οι διαφορές της εικόνας αυτής από την κλασική ακτινογραφία είναι προφανείς. Επομένως, η συμβατική τομογραφία αποτυγχάνει στο να μας δώσει καθαρές εικόνες τομών της ανθρώπινης ανατομίας, μια και οι θολές σκιές των μη εστιασμένων επιπέδων προβάλλονται πάνω στο ίδιο φιλμ και τείνουν να επικαλύψουν τη χρήσιμη πληροφορία που προέρχεται από το επίπεδο εστίασης. Την ανακάλυψη της συμβατικής τομογραφίας ακολούθησαν προσπάθειες πολλών ετών για την κατανόηση των απεικονιστικών ιδιοτήτων της με σκοπό τον καθαρισμό των εικόνων που αυτή παράγει από τις ανεπιθύμητες σκιές των μη εστιασμένων επιπέδων

43 Εικ. 5 Συμβατική τομογραφία θώρακα. Όμως, στην αρχή της δεκαετίας του 1970 δίνεται οριστική πια λύση στο πρόβλημα απεικόνισης επιλεγμένων τομών της ανθρώπινης ανατομίας, χωρίς την παρεμβολή άλλων επιπέδων, με τη μέθοδο της υπολογιστικής τομογραφίας που βασίζεται σε μαθηματικές μεθόδους που είχαν προταθεί πολλά χρόνια πριν. Η υπολογιστική τομογραφία βασίζεται στη μέθοδο μαθηματικής ανακατασκευής και απεικόνισης της εσωτερικής δομής ενός αντικειμένου από πολλαπλές προβολές του. Έτσι, αντικείμενα δύο διαστάσεων όπως είναι οι τομές του ανθρώπινου σώματος μπορούν να ανακατασκευαστούν από μονοδιάστατες προβολές σε πολλαπλές κατευθύνσεις, τρισδιάστατα αντικείμενα μπορούν να ανακατασκευαστούν από πολλαπλές διδιάστατες προβολές τους, κοκ. Είναι δυνατό να προβάλουμε τομές του ανθρώπινου σώματος με τρόπο που εξασφαλίζει την προβολή μιας συγκεκριμένης τομής σε διάφορες κατευθύνσεις και χωρίς να παρεμβάλονται άλλα επίπεδα ιστών. Με αυτό τον τρόπο αντιμετωπίζονται όλα τα προβλήματα της συμβατικής τομογραφίας, αφού η ανακατασκευή της κάθε τομής βασίζεται σε μετρήσεις που αφορούν μόνο την τομή αυτή και καμμιά άλλη. Το Σχ. 7 δείχνει δύο διαφορετικές προβολές μιας τομής απλού αντικειμένου.

44 Σχ. 7 Μια απλή τομή και δύο από τις προβολές τις οποίες μπορούμε να πάρουμε με σάρωση λεπτής δέσμης ακτινών Χ που προσπίπτει κατά μήκος του επιπέδου τομής. Το πάχος της τομής εξαρτάται από το πάχος της δέσμης. Πριν προχωρήσουμε στην περιγραφή δύο συγκεκριμένων μεθόδων υπολογιστικής τομογραφίας που με διαφορετικό τρόπο η κάθε μια, έχουν κυριολεκτικά επαναστατικοποιήσει τη διαγνωστική ιατρική απεικόνιση, θα προσπαθήσουμε να δώσουμε σύντομες απαντήσεις στα ερωτήματα: α) Πώς είναι δυνατό να ανακατασκευάσουμε την εσωτερική δομή ενός αντικειμένου από πολλαπλές προβολές του; β) Πόσες προβολές χρειάζονται για τη σωστή ανακατασκευή ενός αντικειμένου; και γ) Ποιος είναι ο ρόλος της Φυσικής στην υπολογιστική τομογραφία; Η απάντηση στο τελευταίο ερώτημα εξαρτάται από το είδος της ενέργειας που χρησιμοποιείται για την προβολή της ανατομίας σε διάφορες κατευθύνσεις και θα δοθεί ξεχωριστά για τις δύο μεθόδους υπολογιστικής τομογραφίας που περιγράφονται παρακάτω, καθώς και για τη μέθοδο απεικόνισης με βάση το φαινόμενο πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού. Το 1917, ο Αυστριακός μαθηματικός J. Radon απέδειξε αναλυτικά ότι είναι δυνατό να ανακατασκευαστούν αντικείμενα δύο και τριών διαστάσεων από πολλαπλές προβολές τους. Κατά τη διάρκεια των πολλών δεκαετιών που ακολούθησαν μέχρι τον σχεδιασμό και την κατασκευή του πρώτου συστήματος υπολογιστικής τομογραφίας που μπήκε σε κλινική χρήση, πολλοί ερευνητές εργαζόμενοι σε διαφορετικές περιοχές της επιστήμης (π.χ. ηλεκτρονική μικροσκοπία, ραδιοαστρονομία, οπτική) προσπάθησαν να αναπτύξουν και να υλοποιήσουν μεθόδους ανακατασκευής εικόνων

45 από προβολές. Το 1956, ο καθηγητής του Πανεπιστημίου Stanford των Η.Π.A. R.N. Bracewell μπόρεσε να απεικονίσει τομές του ηλίου εργαζόμενος στη ραδιοαστρονομία. Το 1961 και 1963 οι Oldendorf και Cormack αντίστοιχα, κατασκεύασαν εργαστηριακά μοντέλα συστημάτων υπολογιστικής τομογραφίας για ιατρικές εφαρμογές, αλλά δεν προχώρησαν στην κατασκευή κλινικών συστημάτων. Οι Kuhl και Edwards κατασκεύασαν το 1968 ένα σύστημα βασισμένο στην υπολογιστική τομογραφία για την πυρηνική ιατρική. Η πρώτη μονάδα διαγνωστικής υπολογιστικής τομογραφίας που μπήκε σε κλινική χρήση σχεδιάστηκε από τον ερευνητή της Αγγλικής εταιρείας ΕΜΙ Godfrey N. Hounsfield και κατασκευάστηκε από την ΕΜΙ το Το 1979 οι Hounsfield και Cormack πήραν το βραβείο Νόμπελ της Ιατρικής αφού η κλινική χρησιμότητα της μεθόδου είχε πια καθιερωθεί. Η κύρια συμβολή της υπολογιστικής τομογραφίας στη διαγνωστική ιατρική είναι η μεγάλη της ευαισθησία σε μεταβολές στον συντελεστή απορρόφησης των μαλακών ιστών του ανθρώπινου οργανισμού, που είναι της τάξης του 0,5%, και η δυνατότητα που μας δίνει να ποσοτικοποιήσουμε αυτές τις μεταβολές. Εκτός από την αναλυτική λύση που έδωσε ο Radon στο πρόβλημα ανακατασκευής αντικειμένων από πολλαπλές προβολές τους, έχουν αναπτυχθεί τα τελευταία είκοσι χρόνια πολλές αριθμητικές μέθοδοι επίλυσης του προβλήματος που υλοποιούνται πολύ ευκολότερα στον υπολογιστή. Η πρώτη μέθοδος, που χρησιμοποιήθηκε αρχικά και από τον Hounsfield, ονομάζεται αλγεβρική μέθοδος ανακατασκευής και εξηγείται με τη βοήθεια του Σχ. 8 παρακάτω. Σχ. 8 Αλγεβρική μέθοδος ανακατασκευής εικόνων από πολλαπλές προβολές

46 Στο σχήμα αυτό βλέπουμε μια πολύ απλή τομή αντικειμένου που αποτελείται από τέσσερις ομογενείς περιοχές, η κάθε μια από τις οποίες έχει διαφορετικό συντελεστή απορρόφησης ακτινών Χ, διαφορετική πυκνότητα, ή όποια άλλη φυσική ιδιότητα θα θέλαμε να αντιπροσωπεύουν οι τιμές 5, 4, 3, και 6. Δηλαδή, η ψηφιακή εικόνα η οποία πρέπει να ανακατασκευαστεί σ' αυτή την περίπτωση έχει μέγεθος 2x2. Οι τιμές αυτές μας είναι άγνωστες, όμως μας είναι γνωστές οι προβολές τους στην οριζόντια, κάθετη και δύο διαγώνιους κατευθύνσεις. Για να κατασκευάσουμε την τομή αυτή από τις προβολές της, υποθέτουμε αρχικά ότι όλες οι άγνωστες τιμές είναι ίσες με μηδέν. Αν όμως προβάλλουμε τις τιμές αυτές στην οριζόντια κατεύθυνση, παρατηρούμε ότι οι δύο τιμές της οριζόντιας αυτής προβολής διαφέρουν από τις σωστές τιμές. Η διαφορά αυτή είναι 9 και στις δύο περιπτώσεις, αλλά δεν ξέρουμε πώς είναι κατανεμημένη μεταξύ των δύο περιοχών από τις οποίες περνάει η κάθε οριζόντια δέσμη. Έτσι, μη έχοντας άλλη πληροφορία, το μόνο που μπορούμε να κάνουμε είναι να μοιράσουμε τις διαφορές εξ ίσου ανάμεσα στις δύο περιοχές της τομής από τις οποίες προέρχονται, και να πάρουμε μια νέα προσέγγιση στις τιμές των τεσσάρων στοιχείων της εικόνας μας. Στο συγκεκριμένο παράδειγμα, οι νέες τιμές είναι όλες ίσες με 4,5. Προβάλουμε τώρα τις νέες αυτές τιμές στην κάθετη κατεύθυνση και παίρνουμε την τιμή 9 για κάθε στήλη. Οι προβολές αυτές διαφέρουν και πάλι από τις σωστές προβολές που είναι 8 και 10 αντίστοιχα. Τις διαφορές του -1 και +1 που προκύπτουν μοιράζουμε ανάμεσα στα στοιχεία της κάθε στήλης αφαιρώντας ή προσθέτοντας 0,5 στο καθένα. Επαναλαμβάνοντας αυτή τη διαδικασία μια ακόμη φορά και χρησιμοποιώντας και τις διαγώνιες προβολές, παίρνουμε την τελική ανακατασκευή της τομής, η οποία στην περίπτωση αυτή είναι απόλυτα ακριβής. Είναι προφανές ότι τα σημεία στα οποία θα έπρεπε να υπολογίσουμε κάποια φυσική παράμετρο για να ανακατασκευάσουμε μια τομή του ανθρώπινου σώματος είναι άπειρα. Επειδή αυτό είναι πρακτικά αδύνατο, ακόμη και αν χρησιμοποιήσουμε ένα πολύ γρήγορο υπολογιστή, κάθε τομή της ανθρώπινης ανατομίας απεικονίζεται πάνω σε ένα κανονικό τετραγωνικό πλέγμα τιμών της φυσικής παραμέτρου που μπορεί να υπολογισθεί με το είδος ενέργειας που χρησιμοποιεί η κάθε διαγνωστική μέθοδος απεικόνισης. Αυτή η απεικόνιση αποτελεί μια διακριτή προσέγγιση στην πραγματική τομή. Για να επιτύχουμε όμως τη χωρική διακριτική ικανότητα που απαιτούν οι ιατρικές εφαρμογές της υπολογιστικής τομογραφίας, οι πίνακες τιμών που πρέπει να υπολογισθούν έχουν συνήθως διαστάσεις 512 Χ 512, και όχι 2x2 όπως στο παράδειγμα μας. Στην περίπτωση αυτή η παραπάνω διαδικασία ανακατασκευής της

47 εικόνας επαναλαμβάνεται πολλές φορές ώσπου οι διαφορές τιμών μεταξύ των προβολών που υπολογίζονται σε κάθε βήμα του αλγόριθμου και των αντίστοιχων προβολών που έχουν καταγραφεί από το σύστημα να γίνουν πολύ μικρές, οπότε θεωρούμε ότι και οι τιμές όλων των στοιχείων της εικόνας έχουν πια συγκλίνει σε μια σχετικά σταθερή τιμή. Εκτός του μεγάλου αριθμού επαναληπτικών πράξεων που απαιτεί, η αλγεβρική μέθοδος ανακατασκευής τομογραφικών εικόνων είναι στην πράξη πολύ αργή για τον πρόσθετο λόγο ότι πρέπει πρώτα να ολοκληρωθεί η καταγραφή των προβολών και μετά να αρχίσει η εκτέλεση του αλγόριθμου ανακατασκευής. Η μέθοδος υπολογιστικής τομογραφίας που σήμερα χρησιμοποιείται από όλα τα συστήματα, ονομάζεται μέθοδος οπισθοπροβολής με φιλτράρισμα των προβολών και είναι σημαντικά ταχύτερη από την αλγεβρική μέθοδο. Πριν όμως περιγράψουμε τη μέθοδο αυτή, ας ρίξουμε μια ματιά σε μια ακόμη απλούστερη μέθοδο, τη μέθοδο απλής οπισθοπροβολής, που όμως δίνει εικόνες χαμηλής ποιότητας. Έστω ότι μέσα στην κυκλική περιοχή η οποία προβάλλεται από το σύστημα μας σε διάφορες κατευθύνσεις βρίσκεται μια λεπτή κυλινδρική ράβδος μεγάλου συντελεστή εξασθένησης ακτινών Χ. Σχ. 9 α) Δύο ορθογώνιες προβολές τομής κυλινδρικής ράβδου β) Απλή οπισθοπροβολή των δύο προβολών γ) Οπισθοπροβολή των δύο προβολών αφού έχουν φιλτραριστεί με ειδικά σχεδιασμένο φίλτρο

48 Το Σχ. 9(α) δείχνει τη ράβδο αυτή καθώς και δύο από τις πολλές προβολές που έχουν καταγραφεί από το σύστημα μας. Αν τη μη μηδενική τιμή της κάθε προβολής τη μοιράσουμε εξ ίσου (οπισθοπροβολή) μεταξύ όλων των στοιχείων της τομής που βρίσκονται πάνω στην ευθεία προβολής, και σε κάθε σημείο της τομής προσθέτουμε τις στοιχειώδεις επιδράσεις από όλες τις προβολές, θα δούμε ότι οι οπισθοπροβολές τέμνονται στο σημείο στο οποίο βρίσκεται η ράβδος και, επομένως, η ένταση της εικόνας στο σημείο αυτό θα είναι σημαντικά αυξημένη (βλέπε Σχ. 9(β)). Η ένταση όλων των άλλων σημείων της εικόνας θα είναι μη μηδενική και αντιστρόφως ανάλογη της απόστασης από το κέντρο της ράβδου. Αν τώρα υποθέσουμε ότι, αντί για ράβδο, έχουμε ένα σημείο και κάθε τομή ενός σύνθετου αντικειμένου αποτελείται από πολλά τέτοια σημεία, είναι εύκολο να καταλάβουμε ότι η τελική εικόνα που παίρνουμε με τη μέθοδο απλής οπισθοπροβολής δεν είναι καθαρή, αφού κάθε σημείο απεικονίζεται σαν ένα άστρο που επεκτείνεται πάνω σ' όλη την εικόνα και του οποίου η ένταση είναι μέγιστη στο κέντρο και εξασθενεί καθώς απομακρυνόμαστε από αυτό. Για να διορθώσουμε το σφάλμα αυτό αναγκαζόμαστε να φιλτράρουμε πρώτα τις προβολές, διορθώνοντας με μαθηματικά αυστηρό τρόπο το σφάλμα της μεθόδου απλής οπισθοπροβολής. Αυτή είναι ουσιαστικά η μέθοδος οπισθοπροβολής με φιλτράρισμα των προβολών και φαίνεται διαγραμματικά στο Σχ. 9(γ). Αν στο σχήμα αυτό προσθέταμε όλες τις προβολές, τότε η ένταση της εικόνας θα μηδενιζόταν σε όλα τα σημεία εκτός από εκείνα της ράβδου. Στην Εικ. 6 βλέπουμε (από πάνω αριστερά προς κάτω δεξιά) τη σταδιακή ανακατασκευή της τομής ενός ανθρώπινου βραχίονα, στο κέντρο δακτυλίου από plexiglas, καθώς αυξάνεται ο αριθμός φιλτραρισμένων προβολών που έχουν οπισθο-προβληθεί. Η Εικ. 7 είναι αντιπροσωπευτική τομών της ανθρώπινης ανατομίας, όπως αυτές απεικονίζονται με τη μέθοδο της υπολογιστικής τομογραφίας με μεγάλη διακριτική ικανότητα και ευαισθησία στις μεταβολές του συντελεστή εξασθένησης ακτίνων Χ των μαλακών ιστών. Τα βασικά πλεονεκτήματα αυτής της μεθόδου είναι η μεγάλη της ακρίβεια και το γεγονός ότι κάθε προβολή φιλτράρεται αμέσως μόλις καταγραφεί (καθώς το σύστημα καταγράφει την επόμενη προβολή) για να μείνει στο τέλος μόνο η πράξη της οπισθοπροβολής των φιλτραρισμένων πια προβολών. Η τελική εικόνα εμφανίζεται στην οθόνη μέσα σε λίγα μόνο δευτερόλεπτα από την καταγραφή της τελευταίας προβολής. Ο συνολικός χρόνος καταγραφής των προβολών και ανακατασκευής της εικόνας είναι συχνά μικρότερος των 30 δευτερολέπτων. Συγκριτικά, στο πειραματικό

49 σύστημα του Hounsfield τόσο η καταγραφή των προβολών όσο και η μαθηματική ανακατασκευή της κάθε τομής διαρκούσε μερικές ώρες, ενώ στο πρώτο κλινικό σύστημα της ΕΜΙ οι χρόνοι αυτοί ήταν της τάξεως των λεπτών. Οι σημερινές ταχύτητες των μερικών δευτερολέπτων βασίζονται σε σημαντικές βελτιώσεις που έγιναν στη λυχνία ακτί- Εικ. 6 Σταδιακή ανακατασκευή εικόνας με τη μέθοδο της υπολογιστικής τομογραφίας. Εικ. 7 Οι εικόνες της υπολογιστικής τομογραφίας μ6 μετάδοση ακτίνων Χ χαρακτηρίζονται από μεγάλη διακριτική ικανότητα και ευαισθησία στις διαφορές του συιντελεστή εξασθένησης. νων Χ που χρησιμοποιείται στους ανιχνευτές οι οποίοι μετατρέπουν τις διάφορες ακτινοβολίες σε ηλεκτρικά σήματα για την καταγραφή των προβολών, και στα υπολογιστικά συστήματα και αλγόριθμους που χρησιμοποιούνται στη μαθηματική ανακατασκευή των εικόνων. Όπως θα δούμε στην επόμενη παράγραφο, στην υπολογιστική τομογραφία με τη μέθοδο μετάδοσης δέσμης ακτινών Χ έγιναν σημαντικές βελτιώσεις και στη γεωμετρία προβολής της κάθε τομής σε πολλαπλές κατευθύνσεις.

50 β. Μέθοδος Μετάδοσης Δέσμης Ακτινών Χ: Η πρώτη κλινική εφαρμογή της υπολογιστικής τομογραφίας βασίστηκε στη χρήση λεπτής δέσμης ακτινών Χ για την προβολή τομών του ανθρώπινου σώματος σε πολλαπλές κατευθύνσεις. Οι δέσμες ακτινών Χ που χρησιμοποιούνται είναι πάντα λεπτές έχουν μικρό πάχος στην κάθετη κατεύθυνση προς την τομή, ενώ έχουν αναπτυχθεί και τεθεί σε χρήση τέσσερις γενιές συστημάτων που διαφοροποιούνται ως προς τη γωνία απόκλισης της δέσμης στο επίπεδο της τομής. Οι διάφορες αυτές γενιές φαίνονται διαγραμματικά στο Σχ. 10(α-δ) και έχουν τα εξής χαρακτηριστικά: α) 1η γενιά: Η λεπτή δέσμη ακτινών Χ και ο ανιχνευτής ακτινοβολίας μετατοπίζονται παράλληλα, ενώ για κάθε νέα προβολή όλο το σύστημα περιστρέφεται κατά σταθερή γωνία. Για 180 προβολές απαιτούνται 180 περιστροφικές κινήσεις κατά γωνία μιας μοίρας, β) 2η γενιά: Χρησιμοποιεί περισσότερους του ενός ανιχνευτές και δέσμη μικρής απόκλισης για να καταγράψει περισσότερες της μιας προβολές σε κάθε παράλληλη μετατόπιση. Αν η γωνία απόκλισης είναι είκοσι μοίρες και χρησιμοποιηθεί διάταξη 20 ανιχνευτών ακτινοβολίας, τότε καταγράφονται 20 προβολές σε κάθε παράλληλη μετατόπιση και απαιτούνται μόνο 9 περιστροφικές κινήσεις για να πάρουμε 180 προβολές. Είναι προφανές ότι με τον τρόπο αυτό αυξάνεται η ταχύτητα σάρωσης του αντικειμένου, γ) 3η γενιά: Αυξάνοντας τη γωνία απόκλισης της δέσμης και χρησιμοποιώντας περιστρεφόμενη διάταξη μερικών εκατοντάδων ανιχνευτών, αποφεύγουμε εντελώς τη γραμμική μετατόπιση. Η απλή περιστροφική κίνηση απλοποιεί τον μηχανολογικό σχεδιασμό του συστήματος και αυξάνει κατά πολύ την ταχύτητα σάρωσης, δ) 4η γενιά: Η βασική ιδέα είναι η ίδια με εκείνη της 3ης γενιάς, όμως η διάταξη τα>ν ανιχνευτών γύρω από τον ασθενή παραμένει σταθερή. Σήμερα βρίσκονται σε χρήση κυρίως συστήματα τρίτης και τέταρτης γενιάς. Σε κάθε περίπτωση, η ακτινοβολία είναι ευρέως φάσματος και αποτελείται από φωτόνια ενέργειας kev με μέση ενέργεια γύρω στα kev. Η σημασία της πολυχρωματικής αυτής φύσης των ακτινών Χ εξηγείται στο τέλος αυτού του εδαφίου.

51 Σχ. 10 Διάφορες γενιές συστημάτων υπολογιστικής τομογραφίας, όπως αυτά διαφοροποιούνται με βάση τη γεωμετρία σάρωσης. Για να εξηγήσουμε τη μέθοδο μέτρησης και καταγραφής των προβολών με βάση τη μετάδοση λεπτής δέσμης ακτινών Χ, θα χρησιμοποιήσουμε σαν παράδειγμα μια οριζόντια δέσμη των συστημάτων 1ης γενιάς (βλέπε Σχ. 11). Πριν περάσει μέσα από το σώμα, η δέσμη ακτινών Χ έχει προκαθορισμένη ένταση Ι0. Στη συνέχεια περνάει μέσα από το σώμα και εξασθενεί λόγω των φαινομένων απορρόφησης και σκέδασης μe αποτέλεσμα η ένταση που καταγράφουν οι ανιχνευτές ακτινοβολίας να είναι σημαντικά μειωμένη ως προς την Ι 0. Σχ. 11 Οριζόντια προβολή διακριτών στοιχείων μιας τομής με διαφορετικούς συντελεστές εξασθένησης των ακτινών Χ. Συγκεκριμένα, η ένταση Ι της δέσμης που προσπίπτει στους ανιχνευτές δίνεται από τη σχέση: I = I 0 e ( µ 1+ µ µ n) x όπου τα μ1, μ2,..., μ η είναι οι μέσοι συντελεστές εξασθένησης ακτινών Χ των στοιχειωδών όγκων ιστών που συναντά η δέσμη στην πορεία της, και Δχ είναι η απόσταση που διανύει η δέσμη μέσα σε κάθε στοιχειώδη όγκο ιστών. Μια και έχουμε ήδη πει ότι κάθε τομή μπορεί να αντιπροσωπευτεί από έναν πίνακα τιμών, υποθέτουμε ότι το Δx είναι σταθερό και ίσο με την πλευρά του κάθε τετραγωνικού στοιχείου αυτού του πίνακα. Στην πράξη, η τιμή του Δx έχει επιλεγεί εκ των

52 προτέρων από τον κατασκευαστή και καθορίζει τη χωρική διακριτική ικανότητα του συστήματος που συνήθως είναι της τάξης του 1mm. Είναι δυνατόν το ίδιο σύστημα να λειτουργεί με περισσότερες της μιας τιμές του Δx δίνοντας έτσι τη δυνατότητα ανακατασκευής εικόνων της ανατομίας σε μεγένθυση με αυξημένη διακριτική ικανότητα μέχρι και 0,5mm. Η παραπάνω εξίσωση μπορεί να γραφεί και με τη μορφή: µ 1 + µ µ n = (1/ x)ln( I0 / I) Παρατηρούμε ότι η αριστερή πλευρά της εξίσωσης αυτής είναι το αλγεβρικό άθροισμα υποσυνόλου n συντελεστών εξασθένησης, από το σύνολο των 512x512 συντελεστών που πρέπει να υπολογισθούν για την ανακατασκευή της τομής, και η δεξιά πλευρά είναι μια αριθμητική τιμή που εύκολα υπολογίζεται από τις γνωστές τιμές των Δx και I 0, και από τη μέτρηση της έντασης I που μας δίνει ο ανιχνευτής ακτινοβολίας. Επομένως, κάθε μέτρηση που γίνεται από τον ανιχνευτή ακτινοβολίας αντιστοιχεί σε μια αλγεβρική εξίσωση ενός νέου υποσυνόλου συντελεστών εξασθένησης και οι εξισώσεις αυτές αποτελούν ένα σύστημα αλγεβρικών εξισώσεων του οποίου η λύση είναι οι τιμές όλων των συντελεστών εξασθένησης που συνθέτουν την εικόνα της συγκεκριμένης τομής. Πρέπει βέβαια ο αριθμός εξισώσεων να είναι ίσος ή μεγαλύτερος του αριθμού αγνώστων. Στα συστήματα 1ης γενιάς, αυτό επιτυγχάνεται αν ο αριθμός προβολών που παίρνουμε περιστρέφοντας τη λυχνία και τον ανιχνευτή γύρω από τον ασθενή επί τον αριθμό παράλληλων μετατοπίσεων της δέσμης ή μετρήσεων ανά προβολή υπερβαίνει το Ν X Ν, όπου Ν η διάσταση του πίνακα της εικόνας. Για Ν=512, χρειαζόμαστε τουλάχιστον εξισώσεις. Ένα σύστημα εξισώσεων αυτού του μεγέθους μπορεί να επιλυθεί μόνο με χρήση ενός πολύ ισχυρού υπολογιστή. Ας θυμηθούμε όμως ότι τα σύγχρονα συστήματα υπολογιστικής τομογραφίας δεν χρησιμοποιούν μεθόδους επίλυσης συστημάτων αλγεβρικών εξισώσεων, αλλά τη μέθοδο οπισθοπροβολής με φιλτράρισμα των προβολών που περιγράψαμε παραπάνω. 'Όλα όσα είπαμε στην προηγούμενη παράγραφο ισχύουν και για τις υπόλοιπες γενιές συστημάτων υπολογιστικής τομογραφίας με χρήση δέσμης ακτίνων Χ. Απλώς, οι μετρήσεις γίνονται παράλληλα από πολλούς ανιχνευτές ακτινοβολίας και έτσι ο χρόνος καταγραφής των προβολών συντομεύεται κατά πολύ. Ακόμη, τα συστήματα 3ης και 4ης γενιάς χρησιμοποιούν μόνο περιστροφική κίνηση της λυχνίας και των ανιχνευτών και έτσι είναι πιο απλά από πλευράς μηχανολογικού σχεδιασμού και ελέγχου της κίνησης. Πρέπει ακόμη να

53 σημειωθεί ότι στην υλοποίηση της μεθόδου μαθηματικής ανακατασκευής της εικόνας στα συστήματα αυτά λαμβάνεται υπ' όψη το γεγονός ότι οι προβολές είναι καμπυλόγραμμες και όχι γραμμικές λόγω της απόκλισης της δέσμης από τη λυχνία προς τους ανιχνευτές. Ο συντελεστής εξασθένησης ακτινών Χ των διαφόρων βιολογικών ιστών και άλλων υλικών είναι συνάρτηση της μαζικής τους πυκνότητας, του ατομικού τους αριθμού, και της ενέργειας της ακτινοβολίας. Όταν η ακτινοβολία είναι πολυχρωματική ή ευρέως φάσματος, όπως είναι οι ακτίνες Χ που χρησιμοποιούνται στην υπολογιστική τομογραφία και άλλες ακτινολογικές μεθόδους απεικόνισης, σαν αντιπροσωπευτική ενέργεια της δέσμης θεωρούμε τη μέση της ενέργεια. Όμως, καθώς η δέσμη ακτινών Χ διαπερνά τους ιστούς του ανθρώπινου σώματος, τα φωτόνια χαμηλής ενέργειας απορροφώνται περισσότερο από εκείνα που έχουν υψηλότερη ενέργεια, με αποτέλεσμα η μέση ενέργεια της δέσμης συνεχώς να αυξάνεται. Το φαινόμενο αυτό ονομάζεται σκλήρυνση της δέσμης ακτινών Χ και εισάγει σφάλματα στις εικόνες της υπολογιστικής τομογραφίας. Τα σφάλματα αυτά μπορούν να γίνουν εύκολα κατανοητά αν υποθέσουμε ότι το αντικείμενο του οποίου τομές θέλουμε να ανακατασκευάσουμε είναι ένα στρογγυλό δοχείο γεμάτο νερό και ακολουθήσουμε τη διαδικασία μέτρησης και καταγραφής των προβολών. Σχ. 12 Ασυμβατότητα στις μετρήσεις του συντελεστή εξασθένισης ακτίνων Χ λόγω του φαινομένου σκλήρυνσης της δέσμης Το Σχ. 12 δείχνει δύο λεπτές δέσμες ακτινών Χ καθώς διαπερνούν το δοχείο σε διαφορετικές κατευθύνσεις και αποστάσεις από το κέντρο της κυκλικής τομής. Κατ' αρχή, για μια δέσμη ακτινών Χ με συγκεκριμένη μέση ενέργεια, όλα τα σημεία αυτής της τομής πρέπει να έχουν τον ίδιο συντελεστή εξασθένησης αφού το υλικό είναι το ίδιο παντού. Όμως, η δέσμη Α έχει μεγαλύτερη μέση ενέργεια στο σημείο Σ2 από εκείνη του Σ1 και, επομένως, ο φαινόμενος συντελεστής εξασθένησης είναι μικρότερος στο σημείο Σ2 από εκείνο του σημείου Σ1. Ακόμη, οι μετρήσεις που

54 δίνουν οι δέσμες Α και Β δεν είναι συμβατές όσον αφορά το σημείο τομής τους, Σ2, γιατί η μέση ενέργεια της δέσμης Α σ' αυτό το σημείο είναι μεγαλύτερη από την ενέργεια της δέσμης Β στο ίδιο σημείο. Αν το φαινόμενο σκλήρυνσης της δέσμης δεν ληφθεί υπ' όψη ούτως ώστε να γίνουν σχετικές διορθώσεις στις προβολές, τότε η μαθηματική ανακατασκευή της τελικής εικόνας θα περιέχει σημαντικά και χαρακτηριστικά σφάλματα. Τέτοια σφάλματα, όπως οι περιοχές αυξημένης έντασης των μαλακών ιστών του εγκεφάλου γύρω από την εσωτερική επιφάνεια του κρανίου και οι λωρίδες μειωμένης έντασης που συνδέουν τα διάφορα οστά στο κέντρο της τομής, βλέπουμε στην Εικ. 8. Εικ. 8 Χαρακτηριστικά σφάλματα στην ανακατασκευή εικόνων με τη μέθοδο υπολογιστικής τομογραφίας με μετάδοση δέσμης ακτινών Χ, που οφείλονται στο φαινόμενο σκλήρυνσης της δκσμης ακτινών Χ. Μπορούμε ακόμη να εκμεταλλευτούμε το γεγονός ότι ο συντελεστής εξασθένησης ακτινών Χ των διαφόρων βιολογικών ιστών και άλλων υλικών είναι συνάρτηση της μαζικής τους πυκνότητας, του ατομικού των αριθμού, και της ενέργειας της ακτινοβολίας για να ανακατασκευάσουμε ένα ζεύγος εικόνων που αντιπροσωπεύουν τη μαζική πυκνότητα και τον ατομικό αριθμό των ιστών μιας τομής αντίστοιχα. Συγκεκριμένα, πρώτα ανακατασκευάζουμε δύο εικόνες της ίδιας τομής χρησιμοποιώντας δέσμη ακτινών Χ με δύο διαφορετικές τιμές μέσης ενέργειας. Έτσι, για κάθε σημείο της τομής παίρνουμε δύο συντελεστές εξασθένησης, τους μ 1 (ρ, Ζ, Ε1) και μ 2 (ρ, Ζ, Ε2). Αφού η συναρτησιακή εξάρτηση του συντελεστή εξασθένησης

55 από τα ρ, Ζ, και Ε μας είναι γνωστή, με σωστή επιλογή των Ε 1 και Ε 2, μπορούμε για κάθε στοιχείο της εικόνας να λύσουμε το σύστημα δύο εξισώσεων με δύο αγνώστους (ρ και Ζ) και να απεικονίσουμε ξεχωριστά τη μαζική πυκνότητα και τον ατομικό αριθμό των ιστών που περιέχονται στην τομή αυτή. Στην πράξη, αυτό που μας επιτρέπει να επιλέξουμε το σύστημα παραγωγής ακτινών Χ είναι η μέγιστη ενέργεια Ε ρ της κάθε δέσμης. Η μέση ενέργεια εξαρτάται από την Ε ρ και το ειδικά κατασκευασμένο φίλτρο ακτινών Χ που είναι τοποθετημένο στην έξοδο της λυχνίας. Τυπικές τιμές των Ε 1ρ και Ε 2ρ είναι 70keV και 140keV, που δίνουν μέσες τιμές γύρω στα 40keV και 100keV αντίστοιχα. Η χαμηλή ενέργεια είναι στην περιοχή στην οποία η εξασθένηση των ακτινών Χ οφείλεται κυρίως σε διαφορές στον ατομικό αριθμό των ιστών, ενώ η υψηλή ενέργεια είναι στην περιοχή στην οποία η εξασθένηση της δέσμης ακτινών Χ οφείλεται κυρίως σε διαφορές στη μαζική τους πυκνότητα. Η διαφορά μεταξύ των δύο αυτών ενεργειών είναι αρκετή για να μας επιτρέψει να πάρουμε δύο σχεδόν ανεξάρτητες μετρήσεις του συντελεστή εξασθένησης σε κάθε σημείο της τομής, και να μπορέσουμε έτσι να προσεγγίσουμε τις σωστές τιμές των ρ και Ζ επιλύοντας το σύστημα των δύο εξισώσεων στις οποίες αναφερθήκαμε παραπάνω. Όμως, οι δύο μετρήσεις του συντελεστή εξασθένησης δεν είναι εντελώς ανεξάρτητες γιατί τα δύο ευρέα φάσματα ακτινών Χ επικαλύπτονται στο διάστημα ανάμεσα στις δύο επιλεγμένες ενέργειες. Η εναλλακτική λύση είναι να αποκόψουμε, με χρήση ειδικών φίλτρων, τις υψηλές ενέργειες του φάσματος χαμηλής ενέργειας και τις χαμηλές ενέργειες του φάσματος υψηλής ενέργειας. Όμως αυτό θα μείωνε σημαντικά την ένταση των ακτινών Χ αυξάνοντας το επίπεδο θορύβου στις τελικές εικόνες και ιδιαίτερα σε εκείνη που απεικονίζει τον ατομικό αριθμό. Παρ' όλα τα προβλήματα αυτά, αν υποθέσουμε ότι οι τιμές των μ 1 (ρ, Ζ, Ε1) και μ 2 (ρ, Ζ, Ε2) είναι όντως ανεξάρτητες, η μέθοδος υπολογιστικής τομογραφίας διπλής ενέργειας μας δίνει εικόνες που σε ορισμένες περιπτώσεις περιέχουν πρόσθετες διαγνωστικές πληροφορίες ενισχύοντας την κλινική χρησιμότητα της υπολογιστικής τομογραφίας. γ. Μέθοδος Εκπομπής Ποζιτρονίων: Στην πυρηνική ιατρική χρησιμοποιούνται μέθοδοι απεικόνισης της κατανομής ραδιενεργών ουσιών που επιτρέπουν την εκτίμηση και αξιολόγηση βιοχημικών διεργασιών και την έγκαιρη διάγνωση παθολογικών καταστάσεων πριν αυτές επιδράσουν στη μορφολογία των ιστών και καταστούν ορατές σε εικόνες της κλασικής ακτινολογίας ή ακόμη και της υπολογιστικής τομογραφίας με ακτίνες Χ.

56 Όμως οι μέθοδοι της πυρηνικής ιατρικής, όπως και της κλασικής ακτινολογίας, προβάλλουν την κατανομή των ραδιενεργών ισοτόπων σε δύο διαστάσεις και δεν έχουν τη δυνατότητα να διαχωρίσουν τις περιοχές ενδιαφέροντος από άλλες ραδιενεργές περιοχές που βρίσκονται μπροστά ή πίσω από αυτές. Η μέθοδος υπολογιστικής τομογραφίας εκπομπής ποζιτρονίων συνδυάζει τα πλεονεκτήματα των μεθόδων της πυρηνικής ιατρικής με την ικανότητα να εντοπίζει με ακρίβεια τις εστίες αυξημένης συγκέντρωσης ραδιενεργών ισοτόπων, που της δίνει η μέθοδος ανακατασκευής επιλεγμένων τομών του ανθρώπινου σώματος από πολλές προβολές. Η μέθοδος αυτή διαφέρει από την υπολογιστική τομογραφία μετάδοσης δέσμης ακτινών Χ μόνο ως προς τον τρόπο μέτρησης και καταγραφής των προβολών. Βασικό χαρακτηριστικό της μεθόδου είναι ότι η πηγή ακτινοβολίας είναι κατανεμημένη μέσα στο ανθρώπινο σώμα. Η πηγή ακτινοβολίας είναι ένα ραδιενεργό ισότοπο το οποίο διασπάται εκπέμποντας ένα ποζιτρόνιο. Το ισότοπο μεταφέρεται, μέσω χημικών ενώσεων με επιθυμητή βιολογική δράση, στα όργανα εκείνα των οποίων τις βιοχημικές διεργασίες και τη λειτουργία θέλουμε να εξετάσουμε. Τα ισότοπα που έχουν ιδιαίτερη χρησιμότητα στην κλινική χρήση της μεθόδου είναι τα: Οξυγόνο 15, Άζωτο 13 και Άνθρακας 11 με ημιζωές περίπου 2, 10, και 20 λεπτά αντίστοιχα. Λόγω της τόσο σύντομης ζωής τους, τα ισότοπα αυτά πρέπει να παράγονται κοντά στο σύστημα υπολογιστικής τομογραφίας εκπομπής ποζιτρονίων και αυτό απαιτεί την εγκατάσταση κυκλότρου ειδικά σχεδιασμένου για την παραγωγή ποικιλίας ισοτόπων εκπομπής ποζιτρονίων. Στο εδάφιο της πυρηνικής ιατρικής αναφέραμε ότι κάθε ποζιτρόνιο που εκπέμπεται από τα ραδιενεργά αυτά ισότοπα, πολύ γρήγορα χάνει όλη του την ενέργεια, ενώνεται με κάποιο ηλεκτρόνιο, και ακαριαία τα δύο αυτά σωματίδια αλληλοεξουδετερώνονται. Η μάζα ηρεμίας των δύο σωματιδίων μετατρέπεται σε δύο ακτίνες γ με την ίδια ακριβώς ενέργεια (511 kev) οι οποίες εκπέμπονται σε σχεδόν αντίθετες κατευθύνσεις. Αφού αλληλεπιδράσουν με τους βιολογικούς ιστούς μέσω του φωτοηλεκτρικού φαινομένου και της σκέδασης κατά Compton, οι δύο ακτίνες γ εξέρχονται από τον ασθενή και προσκρούουν πάνω σε ένα ζεύγος ανιχνευτών τοποθετημένων αντιδιαμετρικά ή περίπου αντιδιαμετρικά σε διάταξη δακτυλίου γύρω από τον ασθενή, μαζί με πολλά άλλα τέτοια ζεύγη (βλέπε Σχ. 13).

57 Σχ. 13 Προβολές κατανομής ραδιενεργού ισοτόπου στην υπολογιστική τομογραφία εκπομπής ποζιτρονίων. Τα αστεράκια συμβολίζουν σημεία αλληλοεξουδετέρωσης ποζιτρονίων και ηλεκτρονίων και εκπομπής ακτινών γ, τα οποία και τελικά προβάλλονται. Ανά δύο, οι ανιχνευτές είναι συνδεδεμένοι μεταξύ τους και καταγράφουν κάποιο σήμα μόνο όταν και οι δύο ταυτόχρονα δεχθούν ακτινοβολία υψηλής ενέργειας. Αν τώρα ορίσουμε έναν επιμήκη όγκο ιστών γύρω από την ευθεία που ενώνει ένα ζεύγος ανιχνευτών, τότε όλες οι ακτίνες γ που εκπέμπονται μέσα από τον όγκο αυτό καταγράφονται από το ίδιο ζεύγος ανιχνευτών. Επομένως, κάθε ζεύγος ανιχνευτών προβάλλει την κατανομή του ραδιενεργού ισοτόπου στο επίπεδο της επιθυμητής τομής κατά μήκος της ευθείας που τους ενώνει. Μετά τη μέτρηση και καταγραφή πολλαπλών προβολών του ραδιενεργού ισοτόπου, όπως αυτό είναι κατανεμημένο μέσα στους ιστούς, είναι δυνατόν να ανακατασκευαστεί εικόνα που αντιπροσωπεύει την κατανομή αυτή στην επιλεγμένη τομή, χρησιμοποιώντας τις γνωστές μας πια μεθόδους της υπολογιστικής τομογραφίας. Η τομή επιλέγεται με μετακίνηση του ασθενή μέσα στον δακτύλιο των ανιχνευτών ακτινοβολίας. Η διακριτική ικανότητα της μεθόδου αυτής εξαρτάται από τη χρήσιμη επιφάνεια των ανιχνευτών και τον αριθμό προβολών που μπορούν πρακτικά να καταγραφούν από ένα τέτοιο σύστημα. Στη διακριτική ικανότητα επιδρούν αρνητικά και τα εξής δύο φαινόμενα: α) Τα ποζιτρόνια ταξιδεύουν μια ορισμένη απόσταση πριν χάσουν την ενέργειά τους και αλληλοεξουδετερωθούν συγκρουόμενα με κάποιο ηλεκτρόνιο, και β) οι ακτίνες γ που παράγονται τότε δεν εκπέμπονται σε κατευθύνσεις που σχηματίζουν ακριβώς γωνία 180. Επομένως, οι ίδιες οι προβολές περιέχουν σφάλματα ως προς τις πραγματικές θέσεις του ραδιενεργού ισοτόπου μέσα σε κάθε

58 τομή. Η διακριτική ικανότητα ενός τυπικού συστήματος υπολογιστικής τομογραφίας με εκπομπή ποζιτρονίων είναι της τάξεως των μερικών χιλιοστών σε σύγκριση με τη διακριτική ικανότητα της υπολογιστικής τομογραφίας με μετάδοση ακτινών Χ που είναι ίση με 0,5-1 χιλιοστό. Όμως, η μέθοδος εκπομπής ποζιτρονίων έχει το σημαντικό πλεονέκτημα ότι επιτρέπει τη μη επεμβατική απεικόνιση του μεταβολισμού των βιολογικών ιστών του ανθρώπινου σώματος και τα αποτελέσματα που μας δίνει δεν μπορούμε να τα πάρουμε με καμιά άλλη μέθοδο. Για παράδειγμα, η μέθοδος αυτή χρησιμοποιείται για την απεικόνιση του μεταβολισμού περιοχών του εγκεφάλου και της καρδιάς, την εκτίμηση της διαπερατότητας των ιστών, την αξιολόγηση των επιδράσεων διαφόρων φαρμάκων σε ιστούς που έχουν προσβληθεί από κάποια ασθένεια, και σε πάρα πολλές άλλες περιπτώσεις. Τέλος, είναι πιστεύω σημαντική η δυνατότητα που μας δίνει η μέθοδος υπολογιστικής τομογραφίας με εκπομπή ποζιτρονίων να μελετήσουμε και να κατανοήσουμε πώς λειτουργεί ο ανθρώπινος οργανισμός στη φυσιολογική του κατάσταση, να δούμε τα διάφορα όργανα του σώματος μας σε δράση. Δεν θα ήταν ενδιαφέρον να μπορούμε να δούμε στην οθόνη κάποιου υπολογιστή τον εγκέφαλο μας να σκέφτεται, να λύνει προβλήματα Μαθηματικών ή Φυσικής, να βλέπει, να απολαμβάνει μουσική ή έναν ωραίο πίνακα ζωγραφικής, ή ακόμη και να ονειρεύεται; Η μέθοδος που περιγράψαμε σε αυτό το εδάφιο σε συνδυασμό με τη μέθοδο της υπολογιστικής τομογραφίας με ακτίνες Χ, που απεικονίζει τη μορφολογία του ανθρώπινου σώματος, και τη μέθοδο απεικόνισης με βάση το φαινόμενο του πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού που περιγράφεται στην επόμενη παράγραφο, φαίνεται να οδηγούν σε αυτή την κατεύθυνση.

59 Πυρηνικός Μαγνητικός Συντονισμός Η φασματοσκοπία με πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό ή NMR (Nuclear Magnetic Resonance) θεμελιώθηκε πειραματικά από τους Felix Bloch του Πανεπιστημίου Stanford και Edward M. Purcell του Πανεπιστημίου Ηarvard, δουλειά για την οποία οι ερευνητές αυτοί πήραν το βραβείο Νόμπελ του Ήταν γνωστό από τη δεκαετία του 1920 ότι οι πυρήνες ορισμένων ατομικών στοιχείων (Ή, 31 Ρ, I9 F, 23 Na, I3 C, και Ι4 Ν) που έχουν περιττό αριθμό πρωτονίων ή νετρονίων συμπεριφέρονται ουσιαστικά σαν μικροί μαγνήτες με χαρακτηριστική μαγνητική ροπή. Στη φυσική τους κατάσταση, περιστρέφονται γύρω από τον άξονα τους και η κατεύθυνση του άξονα κάθε μικρού μαγνήτη είναι τυχαία με αποτέλεσμα η συνισταμένη μαγνητική ροπή να είναι μηδέν. Όταν όμως ένας βιολογικός ιστός που περιέχει τέτοιους πυρήνες βρεθεί υπό την επίδραση στατικού μαγνητικού πεδίου, οι πυρήνες αυτοί συμπεριφέρονται όπως η γνωστή μας σβούρα κάτω από την επίδραση του πεδίου βαρύτητας. Δηλαδή, όπως φαίνεται και στο Σχ. 14, το διάνυσμα μαγνητικής ροπής του κάθε πυρήνα δεν παραμένει στατικό και ευθυγραμμισμένο με την κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου, αλλά περιστρέφεται γύρω από τον άξονα του πεδίου αυτού με μια χαρακτηριστική κίνηση που ονομάζεται μετάπτωση (όπως και ο άξονας της σβούρας δεν παραμένει σταθερός και κάθετος στο έδαφος, αλλά περιστρέφεται με τον ίδιο τρόπο διαγράφοντας έναν κώνο). Η συχνότητα μετάπτωσης, γνωστή επίσης σαν συχνότητα Larmor, είναι ανάλογη της έντασης του μαγνητικού πεδίου και διαφέρει από πυρήνα σε πυρήνα. Συγκεκριμένα, η γωνιακή συχνότητα μετάπτωσης ωό δίνεται από τη σχέση ω ο = γho, όπου Η 0 είναι η ένταση του στατικού μαγνητικού πεδίου και γ είναι μια σταθερά που ονομάζεται γυρομαγνητικός λόγος και έχει διαφορετική τιμή για κάθε ατομικό πυρήνα. Ο πυρήνας του Υδρογόνου υπάρχει σε μεγάλη αφθονία στους βιολογικούς ιστούς και έτσι είναι αυτός που χρησιμοποιείται πιο συχνά από κάθε άλλο πυρήνα για την απεικόνιση της ανθρώπινης ανατομίας με βάση το φαινόμενο του πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού.

60 Σχ. 14 Μεταπτωτική κίνηση πυρήνων με περιττό αριθμό πρωτονίων ή νετρονίων γύρω από την κατεύθυνση στατικού μαγνητικού πεδίου. Κάτω από την επίδραση στατικού μαγνητικού πεδίου, οι πυρήνες Υδρογόνου περιορίζονται από την κβαντική μηχανική στο να στραφούν σε μία από δύο κατευθύνσεις, εκείνη του μαγνητικού πεδίου (θεμελιώδης κατάσταση) ή την αντίθετη προς αυτή (διεγερμένη κατάσταση). Οι πυρήνες που βρίσκονται σε θεμελιώδη κατάσταση είναι κατά ένα μικρό ποσοστό (1,4 πυρήνες σε σύνολο πυρήνων) περισσότεροι από εκείνους που βρίσκονται σε διεγερμένη κατάσταση. Λόγω του μικρού αυτού πλεονάσματος πυρήνων σε θεμελιώδη κατάσταση, έχουμε μια ολική μαγνήτιση μικρού μεγέθους στην κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου και από αυτήν προέρχεται τελικά το σήμα στην επεξεργασία του οποίου στηρίζεται η ανακατασκευή της εικόνας. Η ολική αυτή μαγνήτιση στην κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου είναι η συνισταμένη των διανυσμάτων μαγνητικής ροπής των πυρήνων που βρίσκονται σε μεταπτωτική κίνηση γύρω από τον άξονα του στατικού μαγνητικού πεδίου και με κάποια διαφορά φάσεως ο ένας από τον άλλο (βλέπε Σχ. 15).

61 15. Η ολική μαγνήτιση (Μ) πυρήνων Υδρογόνου που βρίσκονται σε μεταπτωτική κίνηση γύρω από την κατεύθυνση στατικού μαγνητικού πεδίου (Η 0 ) είναι η συνισταμένη των διανυσμάτων μαγνητικής ροπής των πυρήνων αυτών. Για να εφαρμόσουμε αποτελεσματικά μια πρόσθετη δύναμη πάνω σε ένα αντικείμενο το οποίο εκτελεί μεταπτωτική κίνηση, η δύναμη αυτή πρέπει να ταλαντούται με τη συχνότητα μετάπτωσης του αντικειμένου (συντονισμός). Στην περίπτωση πυρήνων Υδρογόνου, τη δύναμη αυτή ασκεί ένα ηλεκτρομαγνητικό κύμα, με μορφή παλμού ραδιοσυχνοτήτων και με συχνότητα ίση με τη χαρακτηριστική συχνότητα μετάπτωσης των πυρήνων αυτών, που σε ένα μαγνητικό πεδίο ενός Tesla ( Gauss) είναι 42,57 MHz. Όταν δηλαδή η συχνότητα της εξωτερικής ακτινοβολίας συντονιστεί (από αυτό προέρχεται και ο όρος πυρηνικός μαγνητικός συντονισμός) με τη συχνότητα μετάπτωσης ενός είδους πυρήνων, ασκείται πάνω σ' αυτούς μια πρόσθετη δύναμη (πέραν της δύναμης που οφείλεται στο στατικό μαγνητικό πεδίο) που αναγκάζει το διάνυσμα ολικής μαγνήτισης του συστήματος των πυρήνων αυτών να αποκλίνει από την κατεύθυνση z του στατικού μαγνητικού πεδίου και να πέσει τελικά πάνω στο επίπεδο xy. Μόλις διαταραχθεί το σύστημα από την κατάσταση ισορροπίας και το διάνυσμα μαγνήτισης αποκλίνει έστω και λίγο από την κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου, αρχίζει το ίδιο να περιστρέφεται με μεταπτωτική κίνηση γύρω από αυτό ενώ, όσο διαρκεί ο παλμός ραδιοσυχνοτήτων (RF pulse), αποκλίνει όλο και περισσότερο προς το επίπεδο xy. Στο Σχ. 16 φαίνεται το διάνυσμα μαγνήτισης κατά τη διάρκεια εφαρμογής του παλμού ραδιοσυχνοτήτων με συνιστώσες Μ Ζ και Μ xy που ονομάζονται επιμήκης μαγνήτιση και εγκάρσια μαγνήτιση αντίστοιχα. Στην κατάσταση ισορροπίας, Μ Ζ = Μ 0 και M xy = 0. Όταν όμως το σύστημα διεγερθεί από έναν παλμό ραδιοσυχνοτήτων στη συχνότητα συντονισμού, η Μ Ζ μειώνεται καθώς η M xy αυξάνεται και περιστρέφεται γύρω από τον άξονα z με συχνότητα ω 0. Μετά το τέλος

62 του παλμού, η Μ Ζ επιστρέφει εκθετικά σαν συνάρτηση του χρόνου στην αρχική της τιμή Μ 0, ενώ η M xy μηδενίζεται επίσης εκθετικά. Σχ. 16 Ανάλυση ολικής μαγνήτισης σε επιμήκη μαγνήτιση (Μz) και εγκάρσια μαγνήτιση (Μ xy ) καθώς εφαρμόζεται παλμός ραδιοσυχνοτήτων που αναγκάζει το διάνυσμα ολικής μαγνήτισης (Μ) να αποκλίνει από τον άξονα z προς το επίπεδο xy Καθώς το σύστημα πυρήνων επιστρέφει στην αρχική κατάσταση ισορροπίας, οι πυρήνες αποβάλλουν ενέργεια εκπέμποντας ακτινοβολία συχνότητας ίση με τη συχνότητα συντονισμού στη περιοχή ραδιοσυχνοτήτων και μεταφέροντας μέρος της ενέργειας τους στα γύρω μόρια. Η διαδικασία αυτή ονομάζεται "διαδικασία χαλάρωσης ή αποκατάστασης", ενώ οι ραδιοσυχνότητες που εκπέμπονται από τους πυρήνες καταγράφονται από ένα πηνίο και αποτελούν το σήμα που χρησιμοποιείται στην ανακατασκευή των εικόνων πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού. Οι διαδικασίες επιστροφής των δύο συνιστωσών μαγνήτισης στις αρχικές τους τιμές μετά το τέλος του παλμού χαρακτηρίζονται από τις σταθερές χρόνου Τ 1 και Τ 2 που ονομάζονται χρόνος επιμήκους μαγνητικής χαλάρωσης και χρόνος εγκάρσιας μαγνητικής χαλάρωσης αντίστοιχα. Οι Τ 1 και Τ 2 δεν είναι ίσες και γενικά η Τ 2 είναι μικρότερη της Τ 1. Η Τ 1 ονομάζεται και "σταθερά χρόνου χαλάρωσης σπιν-πλέγματος" λόγω του ότι ο χρόνος που παίρνει το σύστημα για να επανέλθει στην κατάσταση ισορροπίας κατά μήκος του άξονα z εξαρτάται από το ρυθμό με τον οποίο η ενέργεια μεταφέρεται από τους πυρήνες (σπιν) πίσω στο υπόλοιπο πλέγμα. Η Τ 2 είναι η σταθερά χρόνου προσωρινής εγκάρσιας μαγνήτισης των πυρήνων. Μετά από ένα παλμό ραδιοσυχνοτήτων που στρέφει το διάνυσμα μαγνήτισης στο επίπεδο xy και αναγκάζει τους πυρήνες να περιστρέφονται συγχρονισμένα (δηλαδή με την ίδια φάση) γύρω από τον άξονα Z, η συμφωνία φάσεων αρχίζει να χάνεται σταδιακά καθώς οι πυρήνες δέχονται την

63 επίδραση διαφόρων τοπικών μαγνητικών πεδίων και αλλάζει η συχνότητα μετάπτωσης, με αποτέλεσμα σύντομα να μηδενισθεί η συνισταμένη εγκάρσια μαγνήτιση. Η Τ 2 είναι ακόμη ενδεικτική της σχέσης μεταξύ της έντασης του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου και εκείνης των τοπικών μαγνητικών πεδίων. Επειδή η συμφωνία φάσεων των πυρήνων χάνεται με το μηχανισμό ανταλλαγής ενέργειας μεταξύ τους, η Τ 2 ονομάζεται επίσης "σταθερά χρόνου χαλάρωσης σπιν-σπιν". Οι Τ 1 και Τ 2 εξαρτώνται από τη μοριακή δομή των ιστών, τη φυσική τους κατάσταση (δηλαδή, αν συμπεριφέρονται περισσότερο σαν υγρά ή σαν στερεά), και τις εντάσεις των εσωτερικών μαγνητικών πεδίων. Η παρουσία γειτονικών ατόμων επηρεάζει τοπικά την ένταση του μαγνητικού πεδίου και επομένως και τη συχνότητα συντονισμού. Αυτές οι μικρές αλλαγές στη συχνότητα συντονισμού χρησιμεύουν στο να χαρακτηρισθεί το χημικό περιβάλλον αυτών των πυρήνων, κάτι που είναι ιδιαίτερα χρήσιμο στην κλινική διαγνωστική διαδικασία. Το φαινόμενο του NMR μας επιτρέπει να απεικονίσουμε τη συγκέντρωση ρ(x, y) των διαφόρων πυρήνων και ιδιαίτερα του Υδρογόνου, τις τοπικές τιμές των σταθερών χαλάρωσης Τ 1 και Τ 2 ή και κάποιο συνδυασμό των τριών παραμέτρων. Δεν θα αποπειραθούμε να περιγράψουμε και να εξηγήσουμε όλες τις τεχνικές που χρησιμοποιούνται σήμερα στην απεικόνιση του ανθρώπινου οργανισμού με τη μέθοδο του NMR. Είναι πολλές και δεν εμπίπτουν στους στόχους αυτού του κεφαλαίου. Ενδεικτικά, θα περιγράψουμε παρακάτω μια μόνο από τις τεχνικές αυτές που μπορεί να χρησιμοποιηθεί για την απεικόνιση της συγκέντρωσης (πυκνότητας) των πυρήνων Υδρογόνου στους βιολογικούς ιστούς μια και βασίζεται στη μέθοδο ανακατασκευής εικόνων από προβολές της υπολογιστικής τομογραφίας. Η μαθηματική μέθοδος ανακατασκευής της εικόνας είναι ακριβώς η ίδια, όμως ο τρόπος μέτρησης πολλαπλών προβολών της ρ(χ, y) βασίζεται στην καταγραφή και ανάλυση της ακτινοβολίας ραδιοσυχνοτήτων που εκπέμπουν οι διάφοροι πυρήνες καθώς επιστρέφουν στην αρχική τους κατάσταση ισορροπίας μετά την άρση του παλμού ραδιοσυχνοτήτων. Είπαμε παραπάνω ότι, μετά το τέλος του παλμού ραδιοσυχνοτήτων, οι πυρήνες Υδρογόνου επιστρέφουν στην αρχική τους κατάσταση αποβάλλοντας ακτινοβολία με χαρακτηριστική συχνότητα που καθορίζεται από την ένταση του μαγνητικού πεδίου το οποίο επιδρά στον κάθε πυρήνα. Επομένως, αν μπορούσαμε να επηρεάσουμε το μαγνητικό πεδίο ούτως ώστε να έχει διαφορετική τιμή σε κάθε σημείο μιας τομής του ανθρώπινου σώματος, οι διεγερμένοι πυρήνες θα είχαν διαφορετική συχνότητα συντονισμού ανάλογα με τη θέση τους στο χώρο.

64 Αντίστροφα, η θέση κάθε πυρήνα θα ήταν κωδικοποιημένη μέσω της συχνότητας και το διδιάστατο φάσμα συχνοτήτων θα μας έδινε απ' ευθείας και την χωρική κατανομή των πυρήνων υπό την μορφή εικόνας της οποίας η ένταση θα αντιπροσώπευε τον αριθμό των πυρήνων που περιέχονται μέσα σε κάθε στοιχειώδη όγκο ιστών. Το Σχ. 17 δείχνει πώς αυτό μπορεί πρακτικά να υλοποιηθεί κάνοντας χρήση και της μεθόδου ανακατασκευής εικόνων από πολλαπλές προβολές. Το αντικείμενο μας είναι και πάλι ένα κυλινδρικό δοχείο γεμάτο νερό. Εκτός από το στατικό μαγνητικό πεδίο Η 0, εφαρμόζουμε ένα ακόμη μαγνητικό πεδίο ΔΗ που έχει την ίδια κατεύθυνση και του οποίου η ένταση αυξάνεται γραμμικά από αριστερά προς τα δεξιά. Έτσι, η ολική ένταση του στατικού μαγνητικού πεδίου σε κάθε οριζόντια θέση είναι γνωστή και ίση με Η 0 + ΔΗ, ενώ η συχνότητα συντονισμού των πυρήνων που περιέχονται σε κάθε μια από τις κάθετες στήλες δίνεται από τη σχέση ω 0 = γ(η 0 + ΔΗ). Μετά τη διέγερση των πυρήνων αυτών με έναν παλμό ραδιοσυχνοτήτων ευρέως φάσματος, αυτοί θα αρχίσουν να εκπέμπουν σήματα σε συγκεκριμένες ραδιοσυχνότητες ανάλογα με την οριζόντια θέση τους, το μέγεθος των οποίων μειώνεται εκθετικά με σταθερά χρόνου Τ 2. Τα σήματα αυτά προστίθενται και ανιχνεύονται ταυτόχρονα από ένα πηνίο σαν ένα σύνθετο σήμα. Το φάσμα αυτού του σήματος, που παίρνουμε με μετασχηματισμό Fourier, μας δίνει την ένταση κάθε συχνότητας που αντιστοιχεί στον αριθμό πυρήνων Υδρογόνου που είναι συντονισμένοι στη συγκεκριμένη συχνότητα και επομένως έχουν την ίδια οριζόντια θέση.

65 Σχ. 17 Μέθοδος κωδικοποίησης της θέσης των πυρήνων Υδρογόνου, μέσω της συχνότητας συντονισμού, με την εφαρμογή πρόσθετου μαγνητικού πεδίον με γραμμικά αυξανόμενη ένταση στην ίδια κατεύθυνση με εκείνη τον στατικού μαγνητικού πεδίου.

66 (α) (β) (Υ) Εικ. 9 Αντιπροσωπευτικές εικόνες πυρήνων Υδρογόνου με μεθόδους απεικόνισης βασισμένες στο φαινόμενο πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού α) Τομή ανθρωπινου εγκεφάλου, β) Τομή οφθαλμού, και γ) Τομή θώρακα που δείχνει τη θωρακοσφυική μοίρα της σπονδυλικής στήλης Η καρδιά φαίνεται σαν περιοχή χαμηλής έντασης (μαύρης) γιατί οι πυρήνες Υδρογόνου που έχουν δεχθει τον παλμό ραδιοσυχνοτήτων και βρίσκονται σε κατάσταση συντονισμού ρέουν με το αίμα εκτός τομής, και αντικαθίστανται από άλλους πυρήνες που δεν εκπέμπουν σήμα

67 Μια και η ένταση του μαγνητικού πεδίου είναι γνωστή σε κάθε οριζόντια θέση, η συχνότητα μπορεί εύκολα να μετατραπεί σε οριζόντια απόσταση και το φάσμα συχνοτήτων να ερμηνευθεί και χρησιμοποιηθεί σαν προβολή του αριθμού των πυρήνων στην κάθετη κατεύθυνση. Είναι προφανές ότι, για αντικείμενα με σύνθετες κατανομές πυρήνων Υδρογόνου, μπορούμε να περιστρέψουμε ηλεκτρονικά το μαγνητικό πεδίο ΔΗ σε διαφορετικές κατευθύνσεις και να πάρουμε πολλαπλές προβολές της κάθε κατανομής. Από τις προβολές αυτές μπορούμε να ανακατασκευάσουμε και να απεικονίσουμε την κατανομή των πυρήνων Υδρογόνου χρησιμοποιώντας τις μεθόδους της υπολογιστικής τομογραφίας. Με βάση όσα ξέρουμε σήμερα, η διαγνωστική απεικόνιση με NMR δεν έχει αρνητικές επιδράσεις στον ανθρώπινο οργανισμό και δίνει πληροφορίες που είναι συμπληρωματικές εκείνων που παίρνουμε με άλλες διαγνωστικές μεθόδους. Σημαντική ακόμη θεωρείται η δυνατότητα που μας δίνει η μέθοδος αυτή, να απεικονίζουμε τους πυρήνες διαφόρων ατομικών στοιχείων επιλέγοντας την κατάλληλη συχνότητα του παλμού διέγερσης ούτως ώστε αυτή να είναι ίση με τη συχνότητα μετάπτωσης του πυρήνα που μας ενδιαφέρει. Το να συντονίσουμε το σύστημα μας στη συχνότητα μετάπτωσης κάποιου πυρήνα μοιάζει με το συντονισμό του ραδιοφώνου μας στη συχνότητα εκπομπής κάποιου ραδιοφωνικού σταθμού. Άλλοι πυρήνες με ιδιαίτερη κλινική σημασία είναι αυτοί του ισοτόπου 31 Ρ και του 23 Na που, σε μαγνητικό πεδίο ενός Tesla (10000 gauss), έχουν συχνότητες συντονισμού 17,24 MHz και 11,26 MHz αντίστοιχα. Αυτές οι συχνότητες, όπως και του πυρήνα Υδρογόνου, είναι στη δέσμη ραδιοσυχνοτήτων του ηλεκτρομαγνητικού φάσματος και δεν επιδρούν στα μόρια ζώντων οργανισμών. Δυστυχώς, η ευαισθησία των περισσοτέρων πυρήνων στο φαινόμενο του NMR καθώς και η συγκέντρωση τους στους βιολογικούς ιστούς είναι πολύ μικρότερη από εκείνη του πυρήνα Υδρογόνου και δεν δίνουν αρκετά ισχυρό σήμα για την ανακατασκευή εικόνων της ίδιας διαγνωστικής ποιότητας. Σήμερα, η απεικονιστική αυτή μέθοδος βασίζεται κυρίως στο μαγνητικό συντονισμό των πυρήνων Υδρογόνου, οι οποίοι βρίσκονται σε μεγάλη αφθονία στο ανθρώπινο σώμα. Είναι γνωστό ότι το σώμα μας αποτελείται κατά 75% από νερό, κάθε μόριο του οποίου έχει δύο πυρήνες Υδρογόνου, ενώ η κατανομή νερού και άλλων μικρών μορίων που είναι πλούσια σε Υδρογόνο (π.χ. λιπίδια) αλλοιώνεται σε αρκετές παθολογικές καταστάσεις. Η Εικ. 9 δείχνει τρεις διαφορετικές τομές της ανθρώπινης ανατομίας που έχουν ανακατασκευασθεί με βάση το φαινόμενο μαγνητικού συντονισμού των πυρήνων Υδρογόνου και με κατάλληλη

68 επεξεργασία των σχετικών σημάτων. Η καθαρή και με μεγάλη διακριτική ικανότητα απεικόνιση των μαλακών ιστών είναι ένα από τα σημαντικότερα χαρακτηριστικά της μεθόδου αυτής. Η Εικ. 10 μας επιτρέπει να συγκρίνουμε την ίδια τομή του εγκεφάλου, όπως αυτή απεικονίζεται με τη μέθοδο της υπολογιστικής τομογραφίας ακτινών Χ (αριστερά) και με τη μέθοδο πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού (δεξιά). Εικ. 10 Ανακατασκευή τομής του εγκεφάλου με τη μέθοδο υπολογιστικής τομογραφίας μέσω δέσμης ακτινών Χ (αριστερά) και με τη μέθοδο πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού (δεξιά).