Εφαρμογές Ψηφιακής Ιατρικής Απεικόνισης

Εφαρμογές Ψηφιακής Ιατρικής Απεικόνισης Εμμανουήλ Γιακουμάκης Επίκουρος Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής 1. Αρχές απεικόνισης μέσω των ακτίνων Χ. Οι ακτίνες Χ παράγονται σε ένα σωλήνα ακτίνων Χ (λυχνία) όταν ταχέως κινούμενα ηλεκτρόνια προσπίπτουν πάνω σε στόχο. Η δέσμη των ακτίνων σχηματοποιείται από ένα ρυθμιζόμενο διάφραγμα ακριβώς στην έξοδο της λυχνίας. Οι ακτίνες Χ κατευθύνονται και διαπερνούν τον ασθενή και ακολούθως ανιχνεύονται με την βοήθεια συνδιασμού ενισχυτικής πινακίδας (φθορίζουσας οθόνης η οποία παράγει ορατό φως ) και film. Αυτές είναι κατασκευές σαν sandwitch με στρώματα που περιλαμβάνουν μία ή δύο φθορίζουσες οθόνες και ένα film ενδιάμεσα. Οι ακτίνες Χ επίσης μπορούν να απεικονισθούν επίσης μέσω μιας φθορίζουσας οθόνης και ενός ενισχυτή εικόνας (ακτινοσκόπηση). Η εξασθένιση των ακτίνων Χ εξαρτάται από το είδος του ιστού που αυτές διαπερνούν (την πυκνότητά του και τον ατομικό του αριθμό Ζ) καθώς και το πάχος του ιστού που διασχίζουν. Ο ιστός των πνευμόνων εξασθενεί τις ακτίνες Χ πολύ λιγότερο από ότι τα οστά. Οι ακτίνες Χ θα έχουν πολύ χαμηλότερη ένταση μετά την εξασθένισή τους από τα οστά των πλευρών. Έτσι σε ένα film τα οστά αποτυπώνονται σχεδόν λευκά ενώ ο πνεύμονας σχεδόν μαύρος. Σχ. 1 Πλήρες ακτινοσκοπικό σύστημα 1

Επίσης η κατανομή της έντασης των ακτίνων Χ μπορεί να μετατραπεί σε ηλεκτρικό σήμα με την βοήθεια ενός ενισχυτή εικόνας. Η φθορίζουσα οθόνη του μετατρέπει την κατανομή των ακτίνων Χ σε κατανομή ηλεκτρικού φορτίου. Αυτά τα ηλεκτρόνια επιταχύνονται και κατεθυθείνονται σε μία δεύτερη μικρότερη φθορίζουσα οθόνη πάνω στην οποία εμφανίζεται μία ενισχυμένη φωτεινή εικόνα (σχ.1). Η εικόνα αυτή στην συνέχεια καταγράφεται από μία camera τηλεόρασης.το σήμα της τηλεόρασης μπορεί να χρησιμοποιηθεί για να ψηφιοποιήσει την εικόνα μέσω ενός κυκλώματος Digital to Analog Converter. Οι ψηφιακές εικόνες μπορούν επίσης να αποτυπωθούν σε μία πλάκα φωσφόρου. 1.1. Ψηφιακή ακτινογράφηση με την χρήση αποθηκευμένων φωσφορισμών. Η ψηφιακή ή η υπολογιστική ακτινογράφηση (CR) περιγράφει τεχνικές που παγιδεύουν την πληροφορία, κάνοντας χρήση των αποθηκευμένων φωσφορισμών. Οι οθόνες αποθήκης φωσφορισμού μοιάζουν πολύ και συμπεριφέρονται όμοια με τις συμβατικές ενισχυτικές οθόνες (πινακίδες) αποθηκεύουν πληροφορίες της λανθάνουσας εικόνας για την μετ έπειτα απεικόνιση και ανάγνωσή της. Η αποθηκευμένη λανθάνουσα εικόνα διαβάζεται χρησιμοποιώντας ένα κόκκινο ή κοντά στο υπέρυθρο φώς για να διεγείρει τον φώσφορο, προκαλώντας τον να απελευθερώσει την αποθηκευμένη του ενέργεια με την μορφή ορατού φωτός (Σχήμα 2). Αυτό το φαινόμενο είναι γνωστό σάν φωτοδιηεγέρσιμη φωτοφωταύγεια. Όπως με τις συμβατικές οθόνες, η ένταση αυτής της παραγόμενης φωταύγειας είναι ανάλογη με τον αριθμό των φωτονίων Χ που απορροφήθηκαν από τον αποθηκευμένο φώσφορο. Σχ.2 Σύστημα ψηφιακής ακτινογραφίας με τη χρήση αποθηκευτικών πλακών Φωσφόρου. 2

Η διαδικασία της ανάγνωσης γίνεται χρησιμοποιώντας ένα laser scanner.η ακτίνα του laser σαρώνει την επιφάνεια της οθόνης με τέτοιο τρόπο, όπως ένα ηλεκτρονικό ποτάμι κατευθύνεται στην οθόνη της τηλεόρασης για να παράγει την εικόνα. Το διηγερμένο φως που εκπέμπεται, πρέπει να συγκεντρωθεί και να μετατραπεί σε ηλεκτρικό σήμα. Ένα ειδικά σχεδιασμένο οπτικό σύστημα συγκεντρώνει το διηγερμένο φώς απο τον φωσφόρο και το συνδέει με ένα φωτοπολλαπλασιαστή. Ένα ειδικό οπτικό φίλτρο πρέπει να χρησιμοποιείται μπροστά από τον φωτοπολλαπλασιαστή για να μπλοκάρει το διηγερμένο φως,το οποίο έχει μεγαλύτερη ένταση πολλών τάξης μεγέθους από την ένταση του φωτός που εκπέμπεται από την οθόνη. Ο φωτοπολλαπλασιαστής ο οποίος έχει μία ευρεία δυναμική περιοχή, μετατρέπει τις διαφορετικές εντάσεις φωτός από την οθόνη σε μεταβαλόμενα ηλεκτρικά σήματα..αυτά τα σήματα ενισχύονται, δειγματίζονται και περνούν μέσα από ένα αναλογικό σε ψηφιακό μετατροπέα για να παράγουν διαφορετικές τιμές φωτεινότητας για το κάθε pixel. Ένα 12-bit σύστημα μπορεί να αντιπροσωπεύει μοναδικά τιμές ανάμεσα στο 0 και το 4095 (2 12 =4096). Κατά την διαδικασία της ανάγνωσης, δεν απελευθερώνεται όλη η αποθηκευμένη ενέργεια από την οθόνη. Για να εξασφαλισθεί η απομάκρυνση κάθε υπολοίπου από τη λανθάνουσα εικόνα η οθόνη σβήνεται κατακλύζοντας την μέ φως υψηλής φωτεινότητας, για ένα μικρό χρονικό διάστημα. Αυτό επιτρέπει στην οθόνη να ξαναχρησιμοποιηθεί για επαναλαμβανόμενες εκθέσεις. Οι σημαντικές διαφορές ανάμεσα στην τεχνολογία αποθηκευμένου φωσφορισμού και στην τεχνολογία οθόνη- φιλμ έγκειται στην ικανότητά τους να παρέχουν χρήσιμες εικόνες περιλαμβάνουν : το πλάτος, τη δόση, την ποιότητα εικόνας και το θόρυβο. 1.1.1 Πλάτος ( εύρος ) Έκθεσης Η πιο σημαντική διαφορά είναι το πλάτος (εύρος) έκθεσης. Στην περίπτωση των συστημάτων φωσφορισμού είναι εξαιρετικά ευρύ, περίπου 10000 φορές μεγαλύτερο ακόμα και από τα πιο μεγάλου εύρους συστήματα οθόνης (ενισχυτικής πινακίδας ) φιλμ. Το εύρος των συστημάτων φιλμ- οθόνης περιορίζεται από την μορφή της χαρακτηριστικής τους καμπύλης και από τον συμβιβασμό που πρέπει συχνά να γίνεται ανάμεσα στο εύρος της έκθεσης και στην αντίθεση του φιλμ.το μεγάλο εύρος των συστημάτων φωσφορισμού, τους επιτρέπει να χρησιμοποιηθούν σε μεγάλου εύρους συνθήκες έκθεσης. Επίσης χρησιμοποιούνται σε περιπτώσεις που οι εκθέσεις ποικίλλουν πολύ ή είναι δύσκολο να ελεγχθούν, για παράδειγμα στην κινητή ακτινογράφιση. 3

1.1.2 Δόση Η δόση σε ένα σύστημα CR εξαρτάται από την ικανότητα του συστήματος να απορροφήσει την προσπίπτουσα ακτινοβολία -Χ και να την μετατρέψει σε χρήσιμο σήμα ( για παράδειγμα οπτική πυκνότητα ή ηλεκρικό ρεύμα από ένα θάλαμο φωτοπολλαπλασιαστή). Η απαιτούμενη έκθεση για να παραχθεί μία λογική εικόνα είναι περίπου ίδια και για τα δύο συστήματα. Μάλιστα, μερικά συστήματα οθόνης- φιλμ εξαιτίας της υψηλότερης απορρόφησης και των χαρακτηριστικών μετατροπής είναι κάπως πιο αποδοτικά στην χρήση των ακτίνων Χ. Όσο η δόση μειώνεται σε κάθε σύστημα ακτινογράφησης, τόσο αυξάνει ο κβαντικός θόρυβος. Έτσι το κατώτερο όριο της δόσης καθορίζεται όχι από τις τεχνικές διαφορές των δύο συστημάτων αλλά από τον αποδεκτό θόρυβο που μπορεί ο ακτινολόγος να ανεχθεί για να διαγνώσει την εικόνα. 1.1.3 Ποιότητα Η ποιότητηα της εικόνας για κάθε σύστημα απεικόνισης μπορεί να μετρηθεί σε απόλυτη κλίμακα. Αυτή η απόλυτη κλίμακα ονομάζεται ανιχνεύσιμη κβαντική απόδοση (DQE) και μετρά πόσο αποδοτικά ένα σύστημα μετατρέπει τα κβάντα εισόδου σε χρήσιμο σήμα εικόνας. Η DQE λαμβάνει υπόψη τα χαρακτηριστικά εξόδου και εισόδου του συστήματος και κυρίως τον θόρυβο εισόδου και εξόδου. Τα συστήματα φωσφορισμού έχουν ένα γραμμικό εύρος πολύ μεγαλύτερο σε σχέση με τα συστήματα οθόνης- φιλμ τα οποία έχουν μια περιορισμένη δυναμική περιοχή (σχήμα 3). Αυτό το χαρακτηριστικό οδηγεί σε ένα ευρύτερο περιθώριο της DQE για τα πρώτα συστήματα. Παρόλα αυτά εικόνες που έχουν προκύψει από εκθέσεις κάτω από το χρήσιμο ιατρικό εύρος συχνά προκαλείται κβαντική ασάφεια, ενώ εικόνες που έγιναν από εκθέσεις πάνω από το χρήσιμο ιατρικό 4

εύρος δίνουν στον ασθενή αδικαιολόγητη ακτινοβόληση. Σχ.3 Σενσιτομετρία ακτίνων Χ. Οι απαιτήσεις έκθεσης των συστημάτων αποθήκευσης φωσφορισμών συγκρίνονται με διάφορους συνδυασμούς ενισχυτικών πινακίδων- φίλμς. Ο κύριος λόγος που περιορίζεται η οξύτητα (συνάρτηση ΜΤF) και στα δυο συστήματα είναι στην πραγματικότητα ο ίδιος ήτοι η σκέδαση του φωτός στην οθόνη. Στο σύστημα οθόνης- φιλμ, η διάχυση του φωτός που εκπέμπεται σε ένα σημείο της οθόνης διαδίδεται προς όλες τις κατευθύνσεις και σκεδάζεται και από άλλα σωματίδια φωσφόρου της οθόνης. Στα συστήματα φωσφορισμού η κατάσταση είναι λίγο διαφορετική. Οι σκεδάσεις συμβαίνουν περισσότερο με την διεγείρουσα δέσμη παρά με το εκπεμπόμενο φως. Παρόλο που η διάμετρος της διαγείρουσας Laser δέσμης είναι αρκετά μικρή, το διεγειρόμενο φως διαχέεται και σκεδάζεται καθώς διαπερνάει την οθόνη δημιουργώντας διεγειρόμενη φωταύγεια κατά την διαδρομή της. Υπάρχουν και άλλοι παράγοντες που μπορούν να επηρρεάσουν την οξύτητα σε ένα σύστημα φωσφορισμών. Εξαρτάται από την ένταση του διεγείροντος φωτός laser, όπως και από την ψηφιακή φύση της διαδικασίας ανάγνωσης. Τα συστήματα φωσφορισμού έχουν ποικίλλες πηγές θορύβου. Η πιο προφανής πηγή θορύβου είναι η κβαντική ασάφεια. Ο θόρυβος στην τελική εικόνα δεν μπορεί να είναι χαμηλότερος από αυτόν τον ασύμφωνο θόρυβο στην δέσμη εισόδου των ακτίνων- Χ. Στην πραγματικότητα θα είναι γενικά μεγαλύτερος, μια και άλλες πηγές θορύβου συνεισφέρουν στον τελικό θόρυβο. 5

1.2. Ψηφιακή ακτινογραφία με χρήση ψηφιακού αισθητήρα τεχνολογίας CCD (charge couple device). Ο μηχανισμός του φορτιζμένου ζεύγους (CCD) είναι ένας μηχανισμός που χρησιμοποιείται σαν αισθητήρας εικόνας. Αισθητήρες στερεάς κατάστασης μορφοποιούνται σαν παράταξη φωτοευαίσθητων στοιχείων που το καθένα παράγει στην ηλεκτρική έξοδο ενός εισχυτή ο οποίος συνδέεται με την ένταση του φωτός που προσπίπτει στο στοιχείο. Η μορφή της παράταξης των στοιχείων μπορεί να είναι σειριακή ή μπορεί να καλύπτουν μία επιφάνεια. Στην πρώτη περίπτωση οι σειρές στην σκηνή σαρώνονται μία κάθε φορά, στην δεύτερη περίπτωση ολόκληρη η σκηνή λαμβάνεται παράλληλα. Στον ψηφιακό αισθητήρα ένα στρώμα σπινθηριστή (scintillator layer), κατασκευασμένο από σπάνιες γαίες, χρησιμοποιείται για την μετατροπή της ενέργειας των φωτονίων της ακτινοβολίας Χ σε ορατό φως, το οποίο στην συνέχεια προσβάλλει το CCD. Ο δρόμος του φωτός από το σπινθηριστή στο CCD γίνεται μέσω στρώματος δεσμίδων οπτικών ινών, πάχους 1-2 mm. Ο ρόλος των οπτικών αυτών ινών είναι να κόβουν τα σκεδαζόμενα ορατά φωτόνια καθώς και τις ακτίνες x που δεν αποροφήθηκαν απο τον κρύσταλλο. Ακολούθως το CCD έχει την ικανότητα να δεσμεύει το ορατό φώς και να παράγει ηλεκτρόνια. Το σχηματιζόμενο ρεύμα ηλεκτρονίων ενισχύεται ηλεκτρονικά μετατρέπεται σε ψηφιακό και ακολούθως σε είκόνα στο υπολογιστή (σχ.3α). 6

X-ray ψηφιακή εικόνα με τεχνολογία CCD Σπινθηριστής ( μετατρέπει τις ακτίνες Χ σε φώς) Οπτική ίνα ( φέρνει σε επαφή το φώς με το CCD και κόβει τις σκεδάσεις και τις ακτίνες Χ) pixels CCD ( μετατρέπει το ορατό φώς σε ηλεκτρόνια -ρεύμα) Ηλεκτρονικά κυκλώματα ( ενισχύουν το ηλεκτρικό σήμα και το μετατρέπει απο αναλογικό σε ψηφιακό) Digital radiography 0301 Σχ.3α Ψηφιακός αισθητήρας τεχνολογίας CCD (charge couple device). Τα πρακτικά αποτελέσματα του ψηφιακού αισθητήρα είναι: α. Η πολύ μεγάλη ευαισθησία στην ακτινοβολία Χ, με άμεση συνέπεια να δέχεται ο ασθενής πολύ μικρότερη ακτινοβολία. β. Οι μικρές σκεδάσεις στην πορεία του ορατού φωτός τους καθώς και οι ακτίνες Χ που διέρχονται απο τον κρύσταλλο χωρίς να αποροφηθούν δημιουργούν προβλήματα στην ποιότητα της εικόνας. Οι κατασκευαστές προσπάθησαν να ξεπεράσουν το πρόβλημα αυτό, χρησιμοποιώντας τις οπτικές ίνες, που προαναφέραμε. Τα τελευταία χρόνια διάφορα συστήματα για τη λήψη ψηφιακής ακτινογραφίας με CCD έχουν κάνει την εμφάνιση τους. Ο βασικός, όμως μηχανισμός για τη δημιουργία της εικόνας παραμένει κοινός. Υπάρχει δηλαδή, και στην περίπτωση αυτή, ένα ειδικό στρώμα ενισχυτικών πινακίδων (scintillation layer) για τη μετατροπή των φωτονίων της ακτινοβολίας Χ σε φως. Στη συνέχεια το φως κατευθύνεται μέσω οπτικών ινών και προσβάλλει το CCD. Σε κάθε στοιχειώδη μονάδα του αισθητήρα, δηλαδή σε κάθε pixel, δημιουργούνται ηλεκτρικά φορτία. Το μέγεθος των φορτίων αυτών είναι ανάλογο με την ένταση της δέσμης της ακτινοβολίας Χ, που προσέβαλλε τον αισθητήρα. Στη συνέχεια, όπως εξηγήθηκε διεξοδικά παραπάνω, το αναλογικό σήμα, δηλαδή η τιμή της εντάσεως του ρεύματος, για κάθε pixel του αισθητήρα μετατρέπεται σε ψηφιακό σήμα (analog to digital converter) και απεικονίζεται στην οθόνη του ηλεκτρονικού υπολογιστή ως συγκεκριμένη διαβάθμιση-απόχρωση του γκρίζου. 7

Τα συστήματα της ψηφιακής ακτινογραφίας χρησιμοποιούν για την τελική απεικόνιση δεδομένα 8, 10, 12, ή 16 bits, δηλαδή εκθέτουν την τελική εικόνα με 256, 1024, 4096, ή 65536 διαφορετικές διαβαθμίσεις του γκρίζου. Το ενεργό και πραγματικό μέγεθος του pixel, το οποίο δίνει την τελική απεικόνιση, είναι για παράδειγμα για το σύστημα Dimax (Planmeca Oy, Helsinki, Finland) 133μm. Αυτό το μέγεθος του pixel δίνει μια μέγιστη θεωρητική ανάλυση, η οποία αποτελεί τη συχνότητα Nyquist 3,76 κύκλων ανά mm. Η μαθηματική σχέση, η οποία δίνει τη συνάρτηση ανάμεσα στο μέγεθος του pixel και στη μέγιστη θεωρητική ανάλυση (maximum theoretical resolution), θα εξηγηθεί διεξοδικά στη συνέχεια. Ένας αισθητήρας μέσης διακριτικής ικανότητας είναι των 256x256 στοιχείων εικόνας (pixels), ένας υψηλής όπως απαιτείται στην ακτινολογία, απαιτεί εικόνες των 2048x2048 pixels. 1.2.1 Ποσοτικοποίηση των διαβαθμίσεων του γκρι. Καθώς η εικόνα πρέπει να ψηφιοποιηθεί κατα μήκος των αξόνων του χώρου για να φτάσει σε μία ψηφιοποιημένη εικόνα, θα πρέπει να ψηφιοποιηθεί και η ένταση της εικόνας. Η έξοδος της κάμερας της τηλεόρασης ή της CCD είναι μία αναλογική τάση, η οποία συνδέεται με την ένταση του προσπίπτοντος φωτός. Το εύρος της τάσης από το μηδέν για το μαύρο μέχρι κάποια μέγιστη τιμή για την υψηλότερη ένταση φωτός διαιρείται σε έναν αριθμό ενδιάμεσων διαστημάτων. Όσο μεγαλύτερος είναι ο αριθμός αυτός,τόσο καλύτερα οι διάφορες διαβαθμίσεις της έντασης (επίπεδα του γκρι) εμφανίζονται στην ψηφιακή εικόνα. Συνήθως 256 επίπεδα (τα οποία κωδικοποιούνται σε ένα byte) χρησιμοποιούνται για ολόκληρη την κλίμακα του γκρι. Λαμβάνοντας υπόψη την χωρική διακριτική ικανότητα και την ανάλυση της κλίμακας του γκρι μία εικόνα των 512x512 pixels με μία ανάλυση ανάλυση της κλίμακας του γκρι των 8 bytes απαιτεί μία χωρητικότητα 0,25 Mbytes. Εαν ζητείται έγχρωμη παρουσίαση απαιτείται τριπλάσια χωρητικότητα. 8

1.3. LASER PRINTERS Τα αντίγραφα των ηλεκτρονικών ψηφιακών εικόνων επιτυγχάνονται με την χρήση εκτυπωτή laser για να μεταφερθεί η εικόνα στο φιλμ. Ένα συνηθισμένο film είναι τόσο ευαίσθητο σε φως των laser με τον ίδιο τρόπο που είναι ευαίσθητο στο μπλε ή πράσινο φως που εκπέμπεται από τις συμβατικές εικόνες. Τα περισσότερα laser φιλμς πρέπει να επεξεργάζονται σε πλήρες σκοτάδι διότι είναι ευαίσθητα ακόμα και στο φως που εκπέμπουν τα φώτα ασφαλείας. Οι εκτυπωτές μπορούν να συνδέονται σε πολλούς μηχανισμούς απεικόνισης μέσω ηλεκτρονικών υποδοχών που γίνονται αποδεκτοί είτε σε δεδομένα video είτε σε δεδομένα ψηφιακής εικόνας. Τα στοιχεία της εικόνας που λαμβάνονται από κάθε υποδοχή αποθηκεύονται στην μνήμη του εκτυπωτή. Αυτά τα δεδομένα εικόνας, υπό μορφή pixel παρουσιάζονται στο φιλμ σε διαβαθμίσεις του γκρι. Εκτυπωτές των 8 bits παρέχουν μορφοποίηση της έκθεσης με 256 διαβαθμίσεις του γκρι.αυτό το εύρος της κλίμακας του γκρι εξασφαλίζει ανακατασκευή της εικόνας χωρίς την εισαγωγή ψευδοδομών. Σχ. 4 Εκτυπωτής Laser Tα ψηφιακά δεδομένα της εικόνας μεταφέρονται στο φίλμ με έναν εκτυπωτή Laser. 9

Όλοι οι εκτυπωτές χρησιμοποιούν την παρεμβολή ( interpolation ) μια διαδικασία για να μεγαλώσει τον αριθμό των pixels για το επιθυμητό μέγεθος της εικόνας. Δύο μέθοδοι παρεμβολής χρησιμοποιούνται : η smooth και η sharp. Στην πρώτη περίπτωση το κανονικό μέγεθος της εικόνας μεγαλώνει υπολογίζοντας από τα αυθεντικά στοιχεία τις τιμές των καινούριων pixels.επίσης διατηρεί τις λεπτομέρειες και παρέχει μια πιο αξιόπιστη παρουσίαση της αυθεντικής εικόνας από την απλή γραμμική interpolation. Η δεύτερη μέθοδος αυξάνει τα δεδομένα επαναλαμβάνοντας την αυθεντική εικόνα του pixel εξαρτώμενη από την απαιτούμενη ποσότητα μεγένθυνσης. Διαφορές ανάμεσα σε γειτονικά pixels είναι πιο εμφανή σε εικόνες που μεγενθύνονται με την μέθοδο sharp interpolation. Οι εκτυπωτές laser έχουν δραματικά αυξήσει την απόδοση των ακτινολογικών τμημάτων. Όταν μάλιστα ο εκτυπωτής είναι συνδεδεμένος απευθείας με τον επεξεργαστή ο τεχνολόγος, δεν χρειάζεται να αφήσει τον ασθενή για να πάρει το φιλμ. Η διαδικασία εκτύπωσης απαιτεί λιγότερο από δύο λεπτά. Σε ένα περιβάλλον δικτύου ένας ή περισσότεροι εκτυπωτές laser μπορούν να συνδεθούν με πολλές πηγές ψηφιακής απεικόνισης εξασφαλίζοντας έτσι υψηλή παραγωγικότητα και υποστήριξη στην παραγωγή αντίγραφων εικόνων. 2.ΣΥΣΤΗΜΑΤΑ ΨΗΦΙΑΚΗΣ ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΗΣ 2.1 ψηφιακή ακτινοσκόπηση Η ψηφιακή επεξεργασία εικόνας με τη βοήθεια ηλεκτρονικών υπολογιστών είναι αυτό που ουσιαστικά διαχωρίζει την κλασική από την ψηφιακή ακτινοσκόπηση. Ο στόχος της ψηφιακής επεξεργασίας ακτινολογικών εικόνων με τη βοήθεια μαθηματικών μεθόδων, είναι η διευκόλυνση και η επιτάχυνση της διάγνωσης, καθώς και η μείωση της έκθεσης σε ακτινοβολία τόσο στον εξεταζόμενο όσο και στον εξετάζοντα. 'Οπως αναφέρθηκε σε προηγούμενη παράγραφο, το σήμα που φτάνει στην έξοδο του ενισχυτή εικόνας έχει αναλογική μορφή και μπορεί μέσω του κυκλώματος τηλεόρασης να απεικονισθεί σε ένα monitor. Αυτό βέβαια σημαίνει ότι η εικόνα θα απεικονίζεται στο monitor μόνο κατά τη διάρκεια της ακτινοσκόπησης. ενώ μόλις αυτή σταματήσει, η εικόνα θα παύει να εμφανίζεται στο monitor. Για να μπορεί η εικόνα να παραμένει στο monitor και μετά το τέλος της ακτινοσκόπησης (last image hold) πρέπει η εικόνα αυτή να έχει πρώτα ψηφιοποιηθεί, να αλλάξει δηλαδή η μορφή της από αναλογική σε ψηφιακή. 10

Η ψηφιοποίηση αυτή της εικόνας προσφέρει πολλά πλεονεκτήματα τόσο στον ε- ξεταζόμενο, όσο και στον εξετάζοντα ιατρό. Κατά τη διάρκεια της ακτινοσκόπησης ο ιατρός παρατηρεί την εικόνα στο monitor και προσπαθεί μέσα από αυτή να βγάλει κάποια συμπεράσματα για τον περαιτέρω χειρισμό του περιστατικού. Έτσι, για να παρατηρήσει περισσότερο μια εικόνα που τον ενδιαφέρει, αναγκάζεται να συνεχίσει την ακτινοσκόπηση στο συγκεκριμένο σημείο ώστε να κρατήσει την εικόνα στο monitor, για όσο χρόνο θεωρείται απαραίτητο. Η επιβάρυνση του εξεταζόμενου όμως από την ακτινοβολία θα ήταν πολύ μικρότερη εάν η εικόνα μπορούσε, αφού είχε ψηφιοποιηθεί, να ανακληθεί και να παραμείνει στο monitor νια όση ώρα θα γινόταν ο έλεγχος από τον ιατρό, χωρίς όμως ακτινοσκόπηση αυτή τη φορά. Επίσης η ψηφιοποιημένη αυτή εικόνα θα μπορούσε να αποθηκευθεί σε κάποιο αποθηκευτικό μέσο ώστε να μπορεί αργότερα να υποστεί κάποια ψηφιακή επεξεργασία η οποία θα διευκόλυνε τη διάγνωση. Γενικότερα, αφού η εικόνα ψηφιοποιηθεί μπορεί πλέον να μεταφερθεί μέσω κάποιου δικτύου (δίκτυο του νοσοκομείου, Internet, κ.λπ.), να εκτυπωθεί σε εκτυπωτή film ή χαρτιού, ή να αρχειοθετηθεί στο ηλεκτρονικό αρχείο του νοσοκομείου ώοτε να μπορεί εύκολα να ανακληθεί ακόμα και πολλά χρόνια μετά την πραγματοποίηση της εξέτασης. 2.1.1 Διαγραμμικό σύστημα ψηφιακής ακτινοσκόπησης Στο παρακάτω διάγραμμα (εικόνα 5) παρουσιάζεται ένα σύστημα ψηφιακής ακτινοσκόπησης. Η όλη δομή ενός τέτοιου συστήματος μπορεί να χωριστεί σε δύο βασικά τμήματα: α. Το τμήμα του συστήματος που είναι ίδιο με το σύστημα κλασικής ακτινοσκόπησης, δηλαδή γεννήτρια «ψηλής τάσης, λυχνία ακτινών Χ, ενισχυτής εικόνας, οπτικό σύστημα, τηλεοπτική αλυσίδα (TV chain) και τα συστήματα παρουσίασης και αποτύπωσης της εικόνας (monitors, camera) β. Το ψηφιακό τμήμα που περιλαμβάνει το μετατροπέα αναλογικού σήματος σε ψηφιακό, analog to digital converter (ADC), τη μονάδα ψηφιακής επεξεργασίας εικόνας με τη μονάδα του κεντρικού υπολογιστή και τη μονάδα αποθήκευσης, 11

Εικόνα 5. Σύστημα ψηφιακής ακτινοσκόπησης καθώς και το μετατροπέα ψηφιακού σήματος σε αναλογικό, digital to analog converter (DAC). Η εικόνα που σχηματίζεται στην έξοδο του ενισχυτή εικόνας (εικόνα 6) σαρώνεται γραμμικά από την TV camera και έτσι δημιουργείται μια ηλεκτρονική εικόνα, καθώς η φωτεινότητα κάθε σημείου της εικόνας μετατρέπεται, σε ηλεκτρικό σήμα που αφού ενισχυθεί παίρνει τιμές (π.χ. μεταξύ 0 και 1 Volt) και ονομάζεται πλέον video σήμα. Εικόνα 6. Μετατροπή ηλεκτρικού σήματος σε ψηφιακό Αμέσως μετά, το video σήμα οδηγείται σε έναν λογαριθμικό ενισχυτή (εικόνα 7) ώστε στην περίπτωση της αγγειογραφίας, τα αγγεία που βρίσκονται μπροστά από οστά, να απεικονίζονται εξίσου καλά με αγγεία που βρίσκονται μπροστά από μαλακούς ιστούς. Δηλαδή έτσι επιτυγχάνεται εξίσωση της μη γραμμικής εξασθένησης του σήματος. Στη συνέχεια το λογαριθμικό video σήμα ψηφιοποιείται. δηλαδή κάθε αναλογική τιμή του σήματος μετατρέπεται σε ψηφιακή. Οι ψηφιακές αυτές τιμές δημιουργούνται από συνδυασμούς των δυαδικών ψηφίων 1 και 0. 12

Όσο μεγαλύτερος είναι ο αριθμός των δυαδικών ψηφίων (bit depth) που χαρακτηρίζουν ψηφιακά μία αναλογική τιμή, τόσο πιο πιστή είναι η ψηφιακή α- ναπαράσταση του αναλογικού video σήματος. 2 bit: 00=0 (μαύρο) 01 = 1 (σκούρο γκρίζου) 10 = 2 (ανοικτό γκρίζου) 11 = 3 (άσπρο) 4 τόνοι του γκρίζου 3 bit: 000=0 μαύρο 001=1 010=2 011=3 100=4 101=5 110=6 111=7 (άσπρο) 8 τόνοι του γκρίζου Αρα για bit depth 10 bit=1024 τόνοι του γκρίζου Έτσι κάθε ψηφιακή τιμή αντιστοιχίζεται σε έναν τόνο της σκάλας του γκρίζου της απεικονιζόμενης εικόνας και συνεπώς όσο μεγαλύτερη είναι η διαβάθμιση Εικόνα 7. Μετατροπή ηλεκτρικού σήματος σε ψηφιακό. 13

της σκάλας των τόνων του γκρίζου, τόσο μεγαλύτερος είναι και ο αριθμός των bits που απαιτείται για την πιστή ψηφιακή απόδοση του αναλογικού σήματος. Κάθε ψηφιακή εικόνα αποτελείται από εικονοστοιχεία που ονομάζονται pixels. Ο αριθμός των pixels που συγκροτούν την ψηφιακή εικόνα, εξαρτάται από την ανάλυση (μήτρα) στην οποία αυτή απεικονίζεται, όπως φαίνεται στην παρακάτω εικόνα (εικ. 8). Όσο μεγαλύτερη είναι η μήτρα απεικόνισης, τόσο μεγαλύτερη είναι η γεωμετρική ανάλυση ώστε να είναι δυνατή η παρατήρηση πολύ μικρών λεπτομερειών της εικόνας. Με την αύξηση της μήτρας απεικόνισης, καθώς και του bit depth αυξάνουν παράλληλα και οι απαιτήσεις για τον ψηφιακό χώρο αποθήκευσης. Παρακάτω δίνονται παραδείγματα αναγκαίας ψηφιακής μνήμης σε σχέση με τη μήτρα απεικόνισης και το bit depth: - 1024x1024=4 φορές μεγαλύτερος όγκος από μήτρα 512x512-10 bits=4 φορές μεγαλύτερος όγκος από βάθος 8 bits Εικόνα 8. Ανάλυση εικόνας 2.1.2 Εφαρμογές ακτινοσκόπησης Η τεχνική της ακτινοσκόπησης βρίσκει πολλές εφαρμογές στα ιατρικά συγκροτήματα, όπως σε κατακλινόμενα και τηλεχειριζόμενα ακτινοδιαγνωστικά συγκροτήματα γενικής αγγειογραφίας και στεφαγγειογραφίας. 14

2.2 Aγγειογραφία Αγγειογραφία είναι η ακτινολογική απεικόνιση αγγείων αμέσως μετά την έγχυση ενός σκιαγραφικού υγρού και χρησιμοποιείται για την απεικόνιση αγγειακών αλλαγών όπως στενώσεις, έμφρακτα, αρτηριοσκληρώσεις, συμψύσεις, ανευρύσματα, ρήξεις κ.λπ. Διακρίνουμε τρία είδη αγγειογραφίας: - Γενική αγγειογραφία (εγκεφάλου, αυχένα, κοιλιακής χώρας, περιφερικών, πνευμονικών) - Αγγειογραφία καρδιάς (καρδιάς, στεφανιαίων, πνευμονικών) - Νευροαγγειογραφία (εγκεφαλικών αγγείων). Τα αγγειογραφικά συγκροτήματα γενικής χρήσης, όπως φαίνεται και από τον χαρακτηρισμό τους, προορίζονται για την πραγματοποίηση αγγειογραφικών εξετάσεων σε όλα τα μέρη του σώματος συμπεριλαμβανομένης και της καρδιάς, καθώς και επεμβατικών τεχνικών, ή και PTCA (καρδιοαγγειοπλαστική). Βέβαια υπάρχουν και τα εξειδικευμένα για την καρδιά αγγειογραφικά συγκροτήματα (στεφανιογράφοι) που λόγω της φύσης τους (επεμβατικές τεχνικές στην καρδιά) απαιτούν την ύπαρξη καρδιοχειρουργικού τμήματος στην κλινική. Στη γενική αγγειογραφία ανήκει και η νευροακτινολογία με τις νευροεπεμβατικές τεχνικές, οι οποίες όμως λόγω της ιδιαίτερα μεγάλης διάρκειας τους, πολλές φορές απαιτούν ιδιαίτερες θέσεις εργασίας. Η εφαρμογή της ψηφιακής τεχνικής κατά την πραγματοποίηση και την επεξεργασία αγγειογραφικών εξετάσεων έχει γίνει απαραίτητη. Η πραγματοποίηση επεμβατικών ακτινολογικών τεχνικών χωρίς την υποστήριξη ψηφιακών συστημάτων είναι πλέον στη σημερινή εποχή αδιανόητη. Η απαράμιλλης ποιότητας εικόνα που αποδίδουν τα ψηφιακά συστήματα δεν προσφέρει μόνο μεγαλύτερη σιγουριά στον ιατρό, αλλά κάνει δυνατή τη χρήση πολύ μικρότερης ποσότητας σκιαγραφικών ουσιών, καθώς και τη σαφή εξοικονόμηση δόσης κατά την εξέταση. Η αμεσότητα της ανάκλησης των εικόνων κατά τη διάρκεια της εξέτασης έχει ως αποτέλεσμα τη μείωση του χρόνου και την ευκολότερη και γρηγορότερη απόφαση του ιατρού για την εξέλιξη της, κάτι που μειώνει σημαντικά το ρίσκο για τον ασθενή. Η μήτρα απεικόνισης που θεωρείται σήμερα προϋπόθεση για τις αγγειογραφίες είναι 1024x1024 pixels. 15

2.3 Ψηφιακή αφαιρετική αγγειογραφία (DSA) Η μέθοδος της ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας εφαρμόζεται στα περισσότερα συστήματα ψηφιακής ακτινοδιαγνωστικής και χρησιμοποιείται πολύ συχνά στην κλινική πράξη. Γιατί όμως αφαιρετική αγγειογραφία; Κάθε ακτινογραφία είναι μία προσθετική εικόνα. Αυτό σημαίνει ότι σε μια κοινή αγγειογραφική εικόνα δεν απεικονίζονται μόνο τα αγγεία, αλλά και όλα τα οστά και όργανα που βρίσκονται στην περιοχή ενδιαφέροντος αφού και αυτά επιφέρουν εξασθένηση των ακτίνων Χ. Για να μπορέσουμε λοιπόν να πάρουμε μια εικόνα η οποία θα απεικονίζει μόνο τα αγγεία εφαρμόζουμε την αφαιρετική τεχνική κατά την οποία όπως φαίνεται στις παρακάτω εικόνες, σύμφωνα και με την ονομασία της μία αγγειογραφική εικόνα αφαιρείται από μία άλλη. Οι δύο αυτές αγγειογραφικές εικόνες απεικονίζουν την ίδια ακριβώς περιοχή ενδιαφέροντος, με τη διαφορά ότι η μία λαμβάνεται κατά την έγχυση μιας σκιαγραφικής ουσίας στα αγγεία για την έντονη απεικόνιση τους και η άλλη (η οποία ονομάζεται μάσκα) λαμβάνεται χωρίς έγχυση σκιαγραφικής ουσίας. Η απεικόνιση των ανατομικών πληροφοριών της περιοχής ενδιαφέροντος είναι βέβαια η ίδια και στις δύο αυτές λήψεις. Έτσι, με την αφαίρεση των δύο αυτών λήψεων μεταξύ τους, η ανατομική πληροφορία ουσιαστικά εξαφανίζεται και το αποτέλεσμα είναι μία εικόνα στην οποία απεικονίζονται (εικόνα 9) μόνο τα αγγεία που περιείχαν σκιαγραφική ουσία μια και αυτή ήταν η μόνη διαφορά μεταξύ των δύο αρχικών λήψεων. Στο παρακάτω σχεδιάγραμμα (εικόνα 10) απεικονίζεται η διαδικασία και το είδος των εικόνων κατά την εφαρμογή της ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας. Εικόνα 9. Αφαιρετική αγγειογραφία 16

Εικόνα 10. Διάγραμμα αφαιρετικής αγγειογραφίας DSA Ο κατακόρυφος άξονας απεικονίζει, τη συγκέντρωση του σκιαγραφικού στην περιοχή ενδιαφέροντος σε σχέση με τον χρόνο ο οποίος απεικονίζεται στον οριζόντιο άξονα. Βλέπουμε λοιπόν ότι αμέσως μετά την έναρξη της ακτινοβολίας (ακτινοσκόπηση) γίνεται η έγχυση του σκιαγραφικού στην υπό εξέταση περιοχή. Μετά την πάροδο ενός προκαθορισμένου χρονικού διαστήματος επιλέγεται η εικόνα μάσκα (mask image) στην οποία δεν έχει ακόμα εμφανιστεί το σκιαγραφικό. Η διαδικαοία της αφαίρεσης αρχίζει με την έναρξη της διαδικασίας έγχυσης του σκιαγραφικού το οποίο ρέει μέσα στα αγγεία, φθάνει στη μέγιστη τιμή «γεμίσματος» και στη συνέχεια απάγεται μέσω της κυκλοφορίας του αίματος. Στο σημείο αυτό διακόπτεται η ακτινοβολία. Καθόλη τη διάρκεια της διαδικασίας αυτής οι εικόνες που λαμβάνονται, αποθηκεύονται στη μνήμη του υπολογιστικού συστήματος.η επιλογή της εικόνας με τη μεγαλύτερη περιεκτικότητα σε σκιαγραφικό (filled image) μπορεί να γίνει είτε χειροκίνητα είτε αυτόματα από τον ηλεκτρονικό υπολογιστή. Η εφαρμογή της ψηφιακής αφαιρετικής αγγειογραφίας προσφέρει πολλά πλεονεκτήματα: -Άμεση αξιολόγηση εικόνας-άμεση διάγνωση - Δυναμική απεικόνιση της ροής του αίματος με δυνατότητα επανάληψης (play back) της δυναμικής λήψης οποιαδήποτε στιγμή. - Καλύτερο contrast με αποτέλεσμα τη μείωση της απαραίτητης ποσότητας και συγκέντρωσης της σκιαγραφικής ουσίας, ώστε να δίνεται και η δυνατότητα χρήσης λεπτότερων καθετήρων. - Δυνατότητα περαιτέρω βελτίωσης των εικόνων με την εφαρμογή διαφόρων μεθόδων ψηφιακής επεξεργασίας. Είναι αυτονόητο ότι για να γίνει εφικτή η πραγματοποίηση της αφαιρετικής τεχνικής, ήταν απαραίτητη η εξέλιξη της ψηφιακής τεχνολογίας και των ηλεκτρονικών υπολογιστών, έτσι ώστε να είναι δυνατή η ψηφιοποίηση και στη συνέχεια η αφαίρεση των αναλογικών εικόνων σε πραγματικό χρόνο (real time). 17

2.4 Υπολογιστική Τομογραφία 2.4.1 Φυσική αρχή της μεθόδου Κάθε τομή μπορούμε να τη χωρίσουμε θεωρητικά σε πολύ μικρά τετραγωνίδια. διαστάσεων 2x2 mm (εικόνα 11) και να θεωρήσουμε το καθένα απ' αυτά σαν μια μικρή στοιχειώδη μονάδα-κυψέλη (pixel) μ' ένα ορισμένο στοιχειώδη όγκο. Ο όγκος κάθε τέτοιας στοιχειώδους κυψέλης είναι η επιφάνεια του τετραγωνιδίου επί το πάχος της τομής που στην περίπτωση αυτή, είναι συνήθως περί τα 10 mm. Έτσι, ο όγκος κάθε μονάδας κυψέλης θα είναι 2x2x10=40 mm 3 (εικόνα 11β). Είναι φανερό ότι κάθε τομή θα πρέπει να αποτελείται από πολλές δεκάδες χιλιάδες τέτοιων στοιχειωδών τετραγωνιδίων που όλα μαζί σχηματίζουν τελικά ένα πυκνό πλέγμα που μοιάζει με σκακιέρα και καλείται μήτρα (matrix) (εικόνα 11). Για κάθε στοιχειώδες τετραγωνίδιο-κυψέλη της μήτρας της τομής υπολογίζεται ο αντίστοιχος συντελεστής εξασθένησης με διαδοχικές αριθμητικές προσεγγίσεις και σε συνδυασμό, κάθε φορά, με διαφορετικές γειτονικές κυψέλες (λόγω αλλαγής της γωνίας). Απ' τους συνδυασμούς αυτούς προκύπτει υπολογιστικά και η χωριστή τιμή κάθε κυψέλης. Οι τιμές αποθηκεύονται σε μια αντίστοιχη μήτρα της μνήμης του ηλεκτρονικού υπολογιστή. Όταν συγκεντρωθούν όλες οι τιμές των συντελεστών εξασθένησης από κάθε τετραγωνίδιο της τομής, ο υπολογιστής ανασυνθέτει την εικόνα της τομής μέσα σ' ένα χρονικό διάστημα που κυμαίνεται ανάλογα με τον τύπο του ΥΤ από μερικά sec μέχρι και λιγότερο του sec. Εικονα 11. (α) Εγκάρσια διατομή Εγκεφάλου που αντιστοιχεί σε μήτρα με πολλές χιλιάδες στοιχειώδεις κυψέλες β) Στοιχειώδης κυψέλη μήτρας διατάσεων 2x2x10 mm 3 18

Ο βαθμός εξασθένησης της ακτινοβολίας για κάθε τετραγωνίδιο-κυψέλη ακολουθεί τον φυσικό νόμο της εκθετικής απορρόφησης μονό ενεργειακής ακτινοβολίας που περνά μέσα από ομοιογενές υλικό και δίνεται με τη γνωστή εξίσωση: Ι= Ι e μα (1) ο όπου: Ι ο : η αρχική ένταση της ακτινοβολίας (Roentgen) που προσπίπτει πάνω στην κυψέλη Ι ο : η ένταση της ακτινοβολίας όταν βγαίνει εξασθενημένη απ' αυτήν (την κυψέλη) α: το μήκος της διαδρομής της ακτινοβολίας μέσα στην κυψέλη e: η βάση των φυσικών λογαρίθμων ίση προς τον αριθμό 2.718 και μ: ο ζητούμενος συντελεστής εξασθένησης του στοιχειώδους τετραγωνιδίουκυψέλης. Από τις μετρήσεις των δυο μεγεθών Ι 0 και Ι και επειδή τα υπόλοιπα μεγέθη είναι γνωστά, είναι δυνατόν να υπολογιστεί ο συντελεστής της εξασθένησης (μ) για κάθε τέτοια ομοιογενή στοιχειώδη κυψέλη. Για τον προσδιορισμό των συντελεστών εξασθένησης όλων των στοιχειωδών κυψελών από τις οποίες αποτελείται η μήτρα της εξεταζόμενης τομής, λαμβάνεται υπόψη ότι και οι στοιχειώδεις αυτές κυψέλες είναι τόσο μικρές που μπορεί να θεωρήσουμε ότι μέσα στην κάθε μια το υλικό είναι ομοιογενές και επομένως έχει παντού τον ίδιο συντελεστή εξασθένησης. Έτσι, σε κάθε στοιχειώδη κυψέλη (ι) αντιστοιχεί ένας άγνωστος συντελεστής εξασθένησης (μ) (εικόνα 12). Το μηχάνημα υπολογίζει αυτούς τους άγνωστους συντελεστές: εξασθένησης. Ας θεωρήσουμε μια λεπτή δέσμη περίπου μονοενεργειακών ακτινών-χ (εικόνα 12). Η δέσμη θα συναντήσει μια σειρά από στοιχειώδεις κυψέλες (διαστάσεις κυψέλης: αxαxβ) συνολικού μήκους d. Έστω Ι 0 η ένταση της δέσμης πριν προσβάλλει την πρώτη στοιχειώδη κυψέλη και Ι 1 όταν βγαίνει απ' αυτήν. Τότε ισχύει κατά την εξίσωση: Ι 1 = Ι ο e μ1α όπου μ, είναι ο συντελεστής εξασθένησης της πρώτης κυψέλης που συναντά η δέσμη ακτινοβολίας. Η Ι 1 είναι η ένταση της ακτινοβολίας που εξέρχεται εξασθενημένη από την πρώτη κυψέλη και προσπίπτει μετά πάνω στην δεύτερη η οποία έχει συντελεστή εξασθένησης μ 2. Η ένταση της εξερχόμενης από τη δεύτερη κατά σειρά στοιχειώδη κυψέλη είναι Ι 2 οπότε ισχύει: Ι 2 = Ι 1 e μ2α Το ίδιο ισχύει για την τρίτη στοιχειώδη κυψέλη: Ι 3 = Ι 2 e μ3α κλπ. Το ίδιο ισχύει για την τελευταία κυψέλη (ν) της διαδρομής της δέσμης. 19

Η ένταση δηλαδή της διερχόμενης ακτινοβολίας, η οποία εγκαταλείπει την τελευταία κυψέλη με συντελεστή εξασθένησης μ ν, ισούται με: ( μ1+μ2+...μν)α Ι ν = Ι 0 e Γνωρίζουμε το μήκος που διανύει η δέσμη μέσα σε κάθε κυψέλη και το οποίο για όλες τις κυψέλες είναι το ίδιο (α). Μετρούμε τα μεγέθη Ι ν και I0 και έτσι έχουμε μια εξίσωση που έχει (ν) αγνώστους τους μ1, μ 2, μ3 κ.λπ. Για να υπολογισθούν οι συντελεστές αυτοί απαιτούνται ισάριθμες εξισώσεις. Για να πάρουμε πολλές εξισώσεις η τομή σαρώνεται από πολλές διευθύνσεις. Μετά από παράλληλη μετακίνηση για παράδειγμα της δέσμης κατά απόσταση α (εικόνα 12) και ξαναμετρώντας τη διέλευση I v / Ι 0 έχουμε άλλη εξίσωση με νέους αγνώστους. Εικόνα 12. Μήτρα θωρακικής τομής υπτίου ασθενούς μεγέθους 320x320=102.400 στοιχειώδεις κυψέλες Όταν τελειώσει η πρώτη σάρωση (γραμμική) θα έχουμε τόσες εξισώσεις όσες οι στήλες της μήτρας (εικόνα 12) (για παράδειγμα 320), ενώ οι άγνωστοι είναι πολύ περισσότεροι (για παράδειγμα 320x320= 102.400). Στρέφουμε τη λεπτή δέσμη κατά 1 μόνο και επαναλαμβάνουμε τη σάρωση, οπότε δημιουργούμε πάλι πολλές εξισώσεις, οι οποίες όμως έχουν τους ίδιους ανωτέρω αγνώστους (δεν εισάγονται νέοι άγνωστοι). Συνεχίζουμε τις σαρώσεις, αλλάζοντας την κατεύθυνση της δέσμης κάθε φορά κατά 1. Για να προσδιοριστούν μονοσήμαντα οι ζητούμενες τιμές των μ χρειαζόμαστε τουλάχιστον τόσες εξισώσεις όσοι οι άγνωστοι, δηλαδή όσες είναι οι κυψέλες. Η διαδικασία αυτή μπορεί να συνεχιστεί για να πάρουμε περισσότερες πληροφορίες μέχρι να συμπληρωθεί η γωνία των 180 δηλαδή 180 σαρώσεις. Αυτές οι 20

εξισώσεις λύνονται από τον υπολογιστή και έτσι προσδιορίζονται οι συντελεστές εξασθένησης όλων των στοιχειωδών κυψελών. 2.4.2. Τεχνική λήψης της ηλεκτρονικής εικόνας Η λυχνία παραγωγή: ακτινών Χ στην υπολογιστική τομογραφία μπορεί να έχει σταθερή άνοδο (με διαστάσεις εστίας 2x1,6 mm και νά εργάζεται με συνεχές ρεύμα) ή να έχει περιστρεφόμενη άνοδο (με εστία 0,6x0,6 mm, κυρίως για συγκροτήματα με χρόνους κάτω των 10 sec) και να εργάζεται με εναλλασσόμενο ρεύμα. Και στις δυο περιπτώσεις η τάση κυμαίνεται μεταξύ 100-160 KV με 30-35 mα. Στην έξοδο του κώνου της ακτινοβολίας και ακριβώς μπροστά απ' τo παράθυρο της λυχνίας τοποθετείται φίλτρο αλουμινίου πάχους 3-7 mm (για την ομοιογένεια της ακτινοβολίας), αμέσως δε μετά υπάρχει ένα κατάλληλο επίπεδο διάφραγμα ή κατευθυντήρα (collimator) με δυο πολύ λεπτές επιμήκεις οπές μέσα απ' τις οποίες περνά η ακτινοβολία (εικόνα 13). Με τις οπές αυτές που βρίσκονται πολύ κοντά η μία στην άλλη ο κώνος της ακτινοβολίας χωρίζεται σε δύο λεπτές δέσμες πάχους 10 mm που, όταν περνούν μέσα απ' το σώμα, δημιουργούν δυο θεωρητικές διατομές πάχους επίσης 10 mm η κάθε μία. Η ένταση των δύο αυτών δεσμών πριν περάσουν μέσα στο σώμα καταμετρείται με ανιχνευτή αναφοράς. Αμέσως μετά την έξοδο τους από το σώμα οι δέσμες συναντούν δύο η και περισσότερους, στερεούς ή με αέριο ανιχνευτές που βρίσκονται ακριβώς απέναντι τους και μετρούν το βαθμό εξασθένησης. Η λυχνία-χ με τους απέναντι ανιχνευτές βρίσκεται σε αυστηρή μηχανική ευθυγράμμιση τόσο κατά τη γραμμική όσο και την περιστροφική κίνηση του όλου συστήματος. 21

Εικόνα 13. Αρχή της υπολογιστικής (ΥΤ), α: ακτινολογική λυχνία σε μηχανική σύνδεση με τους απέναντι ανιχνευτές σπινθηρισμών ζ, β: φίλτρο αλουμινίου για την ομοιογενοποίηση του φάσματος των ακτινών Χ, γ: διάφραγμα (collimator) με δύο οπές. δ: ανιχνευτής αναφοράς, ε: εξεταζόμενο όργανο (εγκέφαλος). Με τον τρόπο αυτό μπορούμε να σαρώσουμε οποιοδήποτε όργανο, όπως π.χ. τον εγκέφαλο, σε παράλληλες διατομές πάχους έως και λιγότερο από 1 mm η κάθε μια. Όσο διαρκεί η γραμμική ή τοξοειδής κίνηση της λυχνίας και γίνεται η σάρωση της τομής, οι απέναντι αντίστοιχοι ανιχνευτές σπινθηρισμών μετρούν την απορρόφηση της ακτινοβολίας που περνά μέσα απ' τα τετραγωνίδια, ο αριθμός των οποίων ανάλογα με το μέγεθος της μήτρας μπορεί να είναι 160x160, 256x256, 320x320 ή και μεγαλύτερος. Η απορρόφηση αυτή μετατρέπεται σε ηλεκτρικά σήματα, απ' τα οποία ο ηλεκτρονικός υπολογιστής υπολογίζει τους αντίστοιχους συντελεστές εξασθένησης που αποθηκεύονται στη μνήμη του. Για να πάρουμε όμως τόσες εξισώσεις όσοι είναι οι άγνωστοι συντελεστές εξασθένησης, δηλαδή όσες είναι οι στοιχειώδεις κυψέλες, είναι απαραίτητο η σάρωση της τομής και επομένως κάθε κυψέλης να γίνει από πολλές κατευθύνσεις (γωνίες) και σε συνάρτηση με τις άλλες γειτονικές κυψέλες. Από τη λήψη αυτών των εξισώσεων ο υπολογιστής είναι σε θέση να υπολογίσει το συντελεστή εξασθένησης (μ) χωριστά για κάθε στοιχειώδη κυψέλη και από το σύνολο να ανασυνθέσει την τελική εικόνα της τομής. Για να γίνουν όλα αυτά, το σύστημα λυχνία-ανιχνευτής σπινθηρισμών (gantry) μετά την πρώτη γραμμική σάρωση στους πρώτους υπολογιστικούς τομογράφους στρεφόταν κατά μία μοίρα και από τη νέα θέση εκτελούσε μια νέα (δεύτερη) γραμμική σάρωση της ίδιας τομής, στη συνέχεια στρεφόταν και πάλι κατά μία μοίρα -κ.ο.κ. (εικόνα 14). Η διαδικασία συνεχιζόταν μέχρις ότου συμπληρωνόταν η γωνία των 180. Στους σύγχρονους υπολογιστικούς τομογράφους όπως θα αναφερθούμε παρακάτω όλες αυτές οι μετρήσεις γίνονται μόνο σε φάση περιστροφής του συστήματος και σε ελάχιστους χρόνους. 2.4.3 Ερμηνεία του προσδιορισμού των συντελεστών εξασθένησης από τον υπολογιστή Για την κατανόηση του υπολογισμού ίων συντελεστών εξασθένησης όλων των στοιχειωδών μονάδων, απ' τις οποίες αποτελείται η μήτρα μιας εξεταζόμενης τομής, ας θεωρήσουμε ότι η τομή αποτελείται από τέσσερις (4) μόνο στοιχειώδεις μονάδες (εικόνα 15). 22

Εικόνα 14. Το σύστημα λυχνία- ανιχνευτής, από τη μηδενική θέση Ο, εκτελεί στην αρχή μια γραμμική κίνηση-σάρωση α, που καλύψει όλη τη διάμετρο του οργάνου ή της περιοχής που εξετάζεται. Στο τέλος της γραμμικής αυτής διαδρομής στρέφεται κατά μία προκαθορισμένη γωνία και από τη δεύτερη αυτή θέση εκτελεί μια νέα γραμμική σάρωση β έως ότου, με παρόμοιες διαδοχικές τέτοιες στροφές και σαρώσεις γ. δ, κ.ο.κ. να συμπληρωθεί το τόξο 0-180. Εικόνα 15. Μήτρα (matrix) από τέσσερις μονάδες στοιχειώδεις κυψέλες, που ακτινοβολούνται από διαφορετικές διαδοχικά κατευθύνσεις α, β, γ, δ και ε. Η αρχική ένταση της δέσμης της ακτινοβολίας είναι Ι ο και Ι η ένταση της αμέσως μετά την έξοδο. Η εξασθένηση (σημειώνονται με τον αριθμό των βελών) είναι τόσο μεγαλύτερη όσο μεγαλύτερο είναι το άθροισμα των συντελεστών μ. Για παράδειγμα το άθροισμα των μ είναι 70 γι' αυτό και η ένταση της εξερχόμενης ακτινοβολίας είναι μικρή. 23

Ας υποθέσουμε ακόμα ότι οι στοιχειώδεις αυτές μονάδες-κυψέλες της τομής αποτελούνται από ιστους με διαφορετικούς συντελεστές εξασθένησης που είναι γνωστοί με τις ακόλουθες τιμές: μ1=10, μ2=20, μ 3 =30,και μ 4=40. Για να βρεθούν οι τιμές αυτές απ' τον υπολογιστή το σύστημα λυχνία-ανιχνευτές σπινθηρισμών σαρώνει τις στοιχειώδεις αυτές μονάδες από διαφορετικές, όπως αναφέρθηκε, κατευθύνσεις, δηλαδή σύμφωνα με την εικόνα 15 από τις κατευθύνσεις (α, β), μετά από τη διαγώνια (γ), κατόπιν απ' την κάθετη κατεύθυνση (δ, ε) κ.ο.κ. Από τα αποτελέσματα των σαρώσεων αυτών προκύπτουν οι ακόλουθες εξισώσεις: μ 5 +μ 4=70, μι+μ2 =30, μι+μ 4=40, μι+μ3=50 και μ 2 +μ4=50. Έτσι σχηματίζεται στην περίπτωση αυτή ένα σύστημα πέντε τουλάχιστον εξισώσεων που εύκολα μπορούν να επιλυθούν με καθαρά μαθηματική ανάλυση απ' τον υπολογιστή και να βρεθούν οι αντίστοιχοι ζητούμενοι άγνωστοι συντελεστές εξασθένησης για κάθε τετραγωνίδιο - μονάδα της τομής. Με το παράδειγμα αυτό διαπιστώνεται ακόμη ένα χαρακτηριστικό γνώρισμα της αξονικής ηλεκτρονικής τομογραφίας, ότι δηλαδή κάθε στοιχειώδης κυψέλη μήτρας μιας εξεταζόμενης τομής πρέπει να ακτινοβοληθεί από πολλές κατευθύνσεις (γωνίες) και μάλιστα κάθε φορά σε συνδυασμό με διαφορετικές γειτονικές στοιχειώδεις κυψέλες. Αυτός άλλωστε είναι και ο λόγος για τον οποίο στη μέθοδο αυτή είναι απαραίτητη η κυκλική σάρωση, προκειμένου απ' τις χιλιάδες αυτές μετρήσεις που εκτελούνται να προκύψουν τόσες εξισώσει; όσοι (τουλάχιστον) είναι οι άγνωστοι συντελεστές εξασθένησης (μ) των στοιχειωδών περιοχών της τομής. 2.5. Πυρηνική Ιατρική. Κατά την διάρκεια της εξέτασης της πυρηνικής ιατρικής ένα σεσημασμένο με ραδιενέργεια υλικό, ένα ραδιοφάρμακο, εγχύεται στη φλέβα του ασθενή. Η επιλογή του ραδιοφαρμάκου εξαρτάται από το είδος της εξέτασης που κάποιος θέλει να πραγματοποιήσει. Για μιά εξέταση δυσλειτουργιών του θυρεοειδούς, ένα ραδιοισότοπο του ιωδίου ( Ι-131 η Ι-123 ) ή Τc-99m το οποίο προσλαμβάνεται από τον θυρεοειδή μπορεί να χρησιμοποιηθεί. Το ραδιοφάρμακο (ο μεταφορέας του ισοτόπου) επιλέγεται με τέτοιο τρόπο ώστε αυτό να απορροφάται επιλεκτικά από το όργανο για το οποίο ενδιαφέρει για απεικόνιση. Η ακτινοβολία που εκπέμπεται από το ισότοπο ένα μέρος της απορροφάται μέσα στον ασθενή και το υπόλοιπο ανιχνεύεται από την γ-camera. Η γ-camera συνδέεται συνήθως με ένα υπολογιστικό σύστημα με το οποίο είναι δυνατό να αναπαράγουμε την εικόνα. 24

2.5.1 Η γ-camera Η ακτινοβολία του ραδιοφαρμάκου που έχει καθηλωθεί στο υπό εξέταση όργανο,περνά μέσα από το σώμα του ασθενούς και ανιχνεύεται από την γ- camera. Στην πυρηνική ιατρική προτιμούνται τα ισότοπα που εκπέμπουν γ ακτινοβολία χρήσιμης ενέργειας. Δύο παράγοντες καθορίζουν τι θα πει χρήσιμη ενέργεια. Πρώτον, η παραγόμενη ενέργεια θα πρέπει να είναι αρκετά υψηλή ώστε να εμποδίσει την πλήρη απορρόφηση από το σώμα του ασθενούς. Ο δεύτερος παράγοντας είναι ότι η ενέργεια της ακτινοβολίας πρέπει να ταιριάζει με την ευαισθησία του ανιχνευτή. Και οι δύο αυτοί αντικρουόμενοι παράγοντες πρέπει να λαμβάνονται υπόψη. Στις πρώτες εφαρμογές που το ραδιενεργό Ιώδιο-131 χρησιμοποιούνταν για να καθοριστεί η καθήλωσή του στον θυρεοειδή, ένας ανιχνευτής Geiger χρησιμοποιήθηκε. Αυτός ο ανιχνευτής είχε χαμηλή ευαισθησία,. μόνο το 1% της ακτινοβολίας ανιχνεύτηκε. Χρησιμοποιώντας ανιχνευτές σπινθηρισμού η ευαισθησία μπορούσε να αυξηθεί. Σε αυτούς τους ανιχνευτές η προσπίπτουσα γ ακτινοβολία μετατρέπεται σε σπινθηρισμούς ( παλμοί φωτός). Ένας κρύσταλλος Νa I ενεργοποιημένος με Θάλιο χρησιμοποιήθηκε σαν ανιχνευτής σπινθηρισμών. Οι σπινθηρισμοί ανιχνεύονταν με την βοήθεια φωτοπολλαπλασιαστών και μετατρέπονταν σε ηλεκτρικούς παλμούς. Ο Αnger μέσα στο 1957 περιέγραψε μία camera σπινθηρισμών με χρήσιμο πεδίο ίσο με 10 ίντσες. Με την camera αυτή ένα όργανο μπορούσε να απεικονισθεί αμέσως. Η camera αποτελούνταν από κρύσταλλο ΝαΙ πάχους 0,5 ίνστες και διάμετρο 10 ίντσες. Το πάχος του κρυστάλλου ήταν μικρότερο από το συνηθισμένο κατά ένα παράγοντα ίσο με 4. Εξαιτίας του πάχους του,η ευαισθησία της camera ήταν χαμηλότερη από τους προηγούμενους κινούμενους για τα ραδιοισότοπα που χρησιμοποιούνταν τότε. Δυστυχώς και η χωρική διακριτική ικανότητα ήταν χειρότερη. Η camera Anger επανεξετάστηκε όταν το Τεχνήτιο 99m έγινε εμπορικά διαθέσιμο. Το Τεχνήτιο-99m εκπέμπει γ ακτινοβολία ενέργειας 140 kev και η ευαισθησία του κρυστάλλου της camera για την ενέργεια αυτή είναι μεγαλύτερη. Ένας κατευθυντήρας (collimator) χρησιμοποιείται μπροστά από τον κρύσταλλο για να επιτρέψει την απεικόνιση. Σε αυτόν τον collimator υπάρχει ένας μεγάλος αριθμός από παράλληλα κανάλια(οπές). Μόνο η γ ακτινοβολία που περνάει μέσα από τα κανάλια αυτά φτάνει στον κρύσταλλο. Κάθε κανάλι αφήνει να διέλθει μόνο την γ ακτινοβολία που έχει διεύθυνση παράλληλη στο τοίχωμα του καναλιού και όχι τις πλάγιες από σκεδάσεις (αυτό σημαίνει ότι η κατανομή της ραδιενέργειας σε ένα όργανο μπορεί να παρατηρηθεί σε ένα επίπεδο κάθετο στα κανάλια) (Σχήμα 16). 25

Ο κατευθυντήρας βελτιώνει την ποιότητα της εικόνας αλλά μειώνει την ευαισθησία της. Σχ. 16 Αρχή λειτουργίας γ camera Ακολούθως ένας αριθμός φωτοπολλαπλασιαστών είναι τοποθετημένοι μετά από τον κρύσταλλο. Κάθε ένας από τους φωτοπολλαπλασιαστές δέχεται ένα παλμό την στιγμή που ένας σπινθηρισμός παράγεται μέσα στον κρύσταλλο. Συνδέοντας την έξοδο κάθε φωτοπολλαπλασιαστή παρέχονται δύο σήματα: Ένα σήμα είναι ανάλογο της χ-συνιστώσας του σημείου που δημιουργήθηκε ο παλμός και το άλλο είναι ανάλογο της ψ- συνιστώσας. Ένα τρίτο σήμα είναι ίσο με το άθροισμα των παραγόμενων σημάτων από όλους τους φωτοπολλαπλασιαστές. Αυτό το σήμα το οποίο ονομάζεται Ζ σήμα είναι ανάλογο της ενέργειας που απορροφάται μέσα στον κρύσταλλο. Με την βοήθεια αυτού του σήματος είναι δυνατόν να διακρίνουμε την γ ακτινοβολία από το ραδιοισότοπο που προέρχεται από την μη επιθυμητή ακτινοβολία υποστρώματος. Όταν το Ζ σήμα είναι πάνω από ένα συγκεκριμένο για τον ανιχνευτή κατώφλι οι συνιστώσες των χ και ψ σημάτων ψηφιοποιούνται και αποθηκεύονται στην μνήμη του υπολογιστή. Το σχήμα 17 δίνει ένα παράδειγμα σπινθηρογραφήματος τομογραφίας μυοκαρδίου. Οι συνιστώσες μπορούν να αποθηκευτούν με διαφορετικούς τρόπους. Οι πιο γνωστοί τρόποι είναι δύο: Το histogram mode το list mode. 2.5.2 Ηistogram mode Στην τεχνική histogram mode η περιοχή απεικόνισης της γ-camera χωρίζεται σε μία μήτρα στοιχείων εικόνας (pixels). Μήτρες των 256 x 256 pixels είναι οι συνήθεις. Όσες περισσότερες περιοχές μνήμης, τόσα pixels υπάρχουν φυλαγμένα στην μνήμη του υπολογιστή. Πριν την απόκτηση των δεδομένων τα περιεχόμενα 26

αυτών των περιοχών μνήμης τίθενται ίσα με μηδέν. Μετά την ανίχνευση ενός γ κβάντου σε μια συγκεκριμένη θέση, το περιεχόμενο της περιοχής της μνήμης που ανταποκρίνεται αυξάνεται κατά ένα. Αυτή η διαδικασία επαναλαμβάνεται μέχρις ότου να παρέλθει ο προκαθορισμένος χρόνος παρατήρησης ή να καταμετρηθούν οι προκαθορισμένες κρούσεις. Τα περιεχόμενα κάθε περιοχής της μνήμης είναι τώρα ίσα με τον αριθμό των κρούσεων που ανιχνεύονται στην ανταποκρίνουσα περιοχή. Η κατανομή των κρούσεων αντιπροσωπεύει την κατανόμή της ραδιενέργειας σε ένα όργανο και μπορεί να απεικονισθεί σε οθόνη σαν ένα χρώμα ή σαν διακυμάνσεις του γκρι. Το χρώμα ή η φωτεινότητα του pixel αντιπροσωπεύει ένα συγκεκριμένο αριθμό κρούσεων, για παράδειγμα το κόκκινο για το μέγιστο των κρούσεων, το σκούρο μπλε για τον ελάχιστο αριθμό κρούσεων (Σχήμα 17). Σχ. 17 Δικέφαλη τομογραφική γ-camera (αριστερά) και εικόνες τομογραφίας μυοκαρδίου με Θάλιο -201. Η κατανομή αυτή χρησιμοποιείται για διαγνωστικούς σκοπούς, για στατικές μελέτες όπως λέγεται οι οποίες χρησιμοποιούνται για να μελετήσουν αν η παρατηρούμενη κατανομή ραδιενέργειας είναι φυσιολογική για το υπο εξέταση όργανο. Επίσης είναι δυνατόν να πραγματοποιηθούν και δυναμικές μελέτες. Στη περίπτωση αυτή ο υπολογιστής θα πρέπει να αποθηκεύσει πολλές διαδοχικές εικόνες. Μετά από ένα προκαθορισμένο χρονικό διάστημα ένα άλλο κομμάτι μνήμης χρησιμοποιείται για να αποθηκεύσει τις επόμενες μετρήσεις(κρούσεις). Αυτή η διαδικασία επαναλαμβάνεται για κάθε διαδοχική εικόνα. Επιπλέον πρίν 27

αρχίσει η μελέτη θα πρέπει να καθορισθεί ο απαιτούμενος χρόνος για κάθε εικόνα. Με αυτόν τον τρόπο είναι δυνατή η εκτέλεση της δυναμικής μελέτης. 2.5.3 List mode Εαν δεν είναι γνωστό εκ των προτέρων το χρονικό διάστημα που απαιτείται για μια εικόνα ( π.χ. δυναμικές μελέτες) μπορεί να χρησιμοποιηθεί η γνωστή σαν List mode μέθοδος. Στην περίπτωση αυτή, οι συνιστώσες χ και ψ των κρούσεων αποθηκεύονται διαδοχικά μαζί με τους χρόνους που οι παλμοί ανιχνεύθηκαν. Αυτό σημαίνει ότι εδώ απαιτείται μεγαλύτερη μνήμη από ότι στη histogram mode. Στην τελευταία αυτή τεχνική όσο περισσότερες περιοχές μνήμης τόσα περισσότερα pixels είναι απαραίτητα. Στη List mode όσο περισσότερες περιοχές μνήμης τόσες περισσότερες κρούσεις χρειάζονται. Μετά τη συλλογή των δεδομένων μπορούν να κατασκευασθούν εικόνες διαφορετικών κρούσεων και χρόνων. Αυτό επιτυγχάνεται επειδή η πληροφορία του χρόνου επίσης αποθηκεύεται (π.χ. κάθε 10 msec) μεταξύ των δεδομένων για τις συνιστώσες χ και ψ. Συνήθως η List mode χρησιμοποιείται σε εξετάσεις που δεν είναι ακόμα γνωστές όταν δεν είναι σαφές πόσες εικόνες και τι χρονική διακριτική ικανότητα θα είχε τα καλύτερα αποτελέσματα(δυναμικές μελέτες). 2.5.4 Η επεξεργασία του Σπινθηρογραφήματος (scintigram) Οι υπολογιστές δεν χρησιμοποιούνται μόνο για την λήψη και την αποθήκευση εικόνων αλλά και για την περαιτέρω επεξεργασία τους. Με την βοήθεια υπολογιστικών προγραμμάτων, η αντίθεση της εικόνας μπορεί να αυξηθεί, οι εικόνες μπορούν να διορθωθούν μειώνοντας το υπόβαθρο τους καθώς και για τις ανομοιογένειες του κρυστάλλου, οι εικόνες φιλτράρονται κ.λ.π. Στις καρδιακές μελέτες κάποιος ενδιαφέρεται για παράδειγμα, για το κλάσμα εξώθησης. Για τον σκοπό αυτό αποθηκεύεται αυτόματα το περίγραμμα (περιοχή ενδιαφέροντος)του αριστερού κόλπου στο τέλος της συστολικής και της διαστολικής φάσης. Βασιζόμενοι στην ενεργότητα που παρέμεινε μέσα στην καρδιά και διορθώνοντας για το υπόβαθρο είναι δυνατός ο υπολογισμός του κλάσματος εξώθησης. Μία παρόμοια διαδικασία μπορεί να πραγματοποιηθεί με μεγαλύτερη λεπτομέρεια χωρίζοντας τον αριστερό κόλπο σε τμήματα και υπολογίζοντας το κλάσμα εξώθησης για κάθε τμήμα. 28

2.5.5 Τρισδιάστατη ανακατασκευή εικόνας. Οι εικόνες που παρέχονται από την γ-camera είναι δισδιάστατες προβολές της τρισδιάστατης κατανομής της ενεργότητας στο όργανο. Περιστρέφοντας την γ-camera γύρω από τον ασθενή, παρέχονται τα προφιλ της ενεργότητας από ένα μεγάλο αριθμό γωνιών.με ένα τρόπο όμοιο με αυτόν που χρησιμοποιείται στο CT, η κατανομή της ενεργότητας σε πολλές τομές του υπό εξέταση οργάνου μπορεί να παραχθεί από τα προφίλ. Στις σύγχρονες camera περισσότεροι ανιχνευτές χρησιμοποιούνται για να επιταχύνουν την διαδικασία. Η διαδικασία καλείται SPECT (single photon emission computed tomography). Η SPECT χρησιμοποιείται για τη τρισδιάστατη ανακατασκευή της καρδιάς, για την δημιουργία μελετών του εγκεφάλου,για σπινθηρογραφικές μελέτες του σκελετού κ.λ.π.(σχήμα 18). Σχ.18 Τομογραφική γ-camera Η κατανομή της ενεργότητας στις τομές του οργάνου ενδιαφέροντος μπορεί να γίνει και με μία άλλη τεχνική που ονομάζεται PET. Στις μελέτες ΡΕΤ τα ραδιοφάρμακα σημαίνονται με ισότοπα που παράγουν ποζιτρόνια. Ένα ποζιτρόνιο ( ένα θετικά φορτισμένο ηλεκτρόνιο) αντιδρά πολύ γρήγορα με ένα ηλεκτρόνιο. Σαν αποτέλεσμα δύο γάμμα κβάντα (το καθένα με ενέργεια 511 kev) εκπέμπονται σε σχεδόν αντίθετες κατευθύνσεις. Στους τομογράφους ΡΕΤ χρησιμοποιούνται δακτύλιοι από ανιχνευτές γ ακτινοβολίας γύρω από τον ασθενή χρησιμοποιούνται. Κάθε ανιχνευτής αλληλεπιδρά ηλεκτρονικά με τους άλλους ανιχνευτές στο οπτικό πεδίο. 29

Όταν ένα φωτόνιο φθάνει σε πολύ μικρό χρονικό διάστημα ( της τάξης των nsec) είναι σαφές ότι ένα ζεύγος κβάντων δημιουργείται και ότι αυτά τα κβάντα που δημιουργήθηκαν σε ένα σημείο ανάμεσα στους ανιχνευτές. Εδώ πάλι η ανακατασκευή της εικόνας γίνεται χρησιμοποιώντας τις ίδιες αρχές με το CT. Στους δύο διαστάσεων ΡΕΤ τομογράφους οι δακτύλιοι των ανιχνευτών χωρίζονται μεταξύ τους από μολύβδυνα διαφράγματα. Για τους τρισδιάστατους αυτά μπορούν να μετακινηθούν. Αυτό βελτιώνει την ευαισθησία αλλά και τον θόρυβο. Αφού η υψηλότερη ευαισθησία επιτρέπει χαμηλότερη δόση ακτινοβολίας, δικαιολογείται η χρήση των τριών διαστάσεων ΡΕΤ. Με την βοήθεια του ΡΕΤ μπορούν να γίνει δυναμική μελέτη πολλών βιοχημικών διαδικασιών. Ένα μεγάλο μέρος του βιολογικού συστήματος αποτελείται από υδρογόνο, άνθρακα, άζωτο και οξυγόνο. Με την βοήθεια του κυκλοτρόνιου μπορεί να παραχθούν βραχύβια ισότοπα των τριων τελευταίων στοιχείων που εκπέμπουν ποζιτρόνια. Παραδείγματα αυτών των ισοτόπων είναι 15 11 11 τα Ο, Ν και o C με χρόνους ημιζωής 2, 10 και 13 λεπτά αντίστοιχα. Χρησιμοποιώντας αυτά τα ισότοπα πολλές διαδικασίες μεταβολικές μπορούν να μελετηθούν. 2.6. Αρχές του ΜRI Πριν εξηγήσουμε την απεικόνιση ΜRI θα πρέπει να δοθούν εξηγήσεις για τα ηλεκτρομαγνητικά φαινόμενα, όπως ο μαγνητικός συντονισμός του σώματος, η διέγερση με ραδιοσυχνότητες καθώς και μετρήσεις των αποδιεγέρσεων. Συγκεκριμένα, πυρηνικά σωματίδια συμπεριφέρονται σαν σβούρες ή όπως έχει καθιερωθεί στην φυσική, έχουν spin. Συμπεριφέρονται δηλαδή σαν μικροί μαγνήτες. Το πρωτόνιο, είναι ο βιολογικός πυρήνας που βρίσκεται σε αφθονία σε όλους τους ιστούς του σώματος. Κάτω από κανονικές συνθήκες το σώμα δεν είναι μαγνητικό. Αυτό συμβαίνει διότι οι πυρήνες υδρογόνου (μαγνήτες) μέσα στο σώμα προσανατολίζονται τυχαία προς όλες τις διευθύνσεις έτσι ώστε η συνολική δύναμη του μαγνητικού πεδίου που ονομάζεται μαγνήτηση του σώματος να είναι μηδέν. Οταν ένα σύνολο πυρήνων με spin τοποθετηθεί μέσα σε ένα ισχυρό μαγνητικό πεδίο,οι πυρήνες τείνουν να ευθυγραμμιστούν με το μαγνητικό πεδίο αυτό με τον ίδιο ακριβώς τρόπο που η βελόνα μιάς πυξίδας προσανατολίζεται με το μαγνητικό πεδίο της γης. Η ευθυγράμμιση αυτή συμβαίνει διότι οι πυρήνες προτιμούν να βρίσκονται σε μία κατάσταση με την χαμηλότερη ενέργεια. Έτσι σε θερμοκρασία του απολύτου μηδενός (0 Κ) όλοι οι πυρήνες 30