Imaging Modalities

Imaging modalitiesin Medicine

Francis LoayzaESPOL FIMCP

Modalidades de Imagen en Medicina

Rayos X Tomografa AxialComputarizadaTAC

ResonanciaMagntica NuclearRM

UltrasonidoEcografa

Tomografa por Emisin de Positrones de Fotn Unico SPECT

Tomografa por Emisin de PositronesPET

X-Rays - HistoryEnergy SourceLa luz es an una importante fuente para creacin de imgenes. Las primeras imgenes mdicas utilizaban la luz para crear fotografas de cualquiera de las estructuras anatmicas. Sin embargo, la luz visible no permite ver el interior del cuerpo.

Los primeros rayos X fueron descubiertos en 1895 por Wilhelm Conrad Roentgen, quien fue galardonado en 1901 con el Nobel de Fsica por su descubrimiento.El descubrimiento caus emocin en todo el mundo, especialmente en el campo de la medicina. En 1900 haban ya varias sociedades de mdicos radiolgicos. As, la fundacin cre las bases para una nueva rama de la medicina dedicada a la proyeccin de imagen estructura y funcin del cuerpo

Rayos X La denominacin rayos X designa a una radiacin

electromagntica (de la misma naturaleza de las ondas de radio), invisible, capaz de atravesar cuerpos opacos y de imprimir las pelculas fotogrficas.

Surgen de fenmenos extranucleares, a nivel de la rbita electrnica, fundamentalmente producidos por desaceleracin de electrones

La longitud de onda est entre 10 a 0,01 nanmetros, correspondiendo a frecuencias en el rango de 30 a 3.000 PHz (de 50 a 5.000 veces la frecuencia de la luz visible).

Los rayos X son una radiacin ionizante porque al interactuar con la materia produce la ionizacin de los tomos de la misma, es decir, origina partculas con carga (iones).

Los rayos X son producidos a partir de electrones que se han acelerado en el vaco

desde el ctodo al nodo. La emisin tiene lugar cuando el filamento se

calienta haciendo pasar corriente a travs de l. Cuando el filamento se

caliente lo suficientemente, los electrones obtienen energa trmica suficiente

para superar la energa de unin del electrn al metal del filamento. Despus

de acelerado, se detendr en una distancia corta. La mayor parte de la energa

del electrn producir calor en el nodo. Un porcentaje se convierte en rayos

X por dos mtodos principales.

Desaceleracin de las partculas cargadas resulta en la emisin de campo

electromagntico llamada radiacin Bremmstralung.

Estos rayos tienen una distribucin amplia y continua de energas con el mximo

siendo el total de la energa que tena el electrn cuando se alcanz el nodo.

El nmero de rayos X ser pequeo a altas energas y se incrementa para bajas

energas.

X-Ray tube

Filament

Rotor

Vacuum envelopeAnode

Cathode

Principio de un sistema de rayos X con intensificador de imagen. Los rayos X que inciden en el intensificador de imagen son transformados en una distribucin de electrones, lo que produce una imagen de luz amplificada en una pantalla ms pequea fluorescente despus de la aceleracin. La imagen es observada por una cmara de televisin y una cmara de pelcula y se pueden ver en una pantalla de ordenador y almacenado en un CD-ROM o un PACS.

X-Ray system

Detectores de rayos XExisten varios sistemas de deteccin para rayos X.

EL primer detector usado para este propsito fue la pelcula fotogrfica

placas de imagen (image plates), recubiertas de un material fosforescente

Fotodiodos alineados formando una placa, denominados PAD (Pixel Array Detectors). Estos detectores se caracterizan por un gran margen dinmico y un tiempo muerto entre imgenes muy bajo, del orden de milisegundos

Interaccin con la materia (Rayos X)estos pueden ser en parte absorbidos y en parte transmitidosLa absorcin de rayos X va a depender de la distancia que estos

atraviesan y de su intensidad. Est dada por

Donde / es caracterstico del material e independiente del estado fsico. es el coeficiente lineal de absorcin y la densidad del material.

Si un material est compuesto de diferentes elementos, el coeficiente de absorcin msico / es aditivo, de tal manera que:

Donde w significa la fraccin del elemento constituyente.

Attenuation coefficients of several tissues expressed

in Hounsfield units.

Contrast enhancement (realce del contraste)

Principio de mejora del contraste:(a) la distribucin de intensidad a lo largo de una lnea de una imagen;(b) la misma distribucin despus de la inyeccin de un medio de contraste;(c) la distribucin intensidad despus de la substraccin;(d) Distribucin de intensidad despus del realce del contraste.

Example of digital subtraction angiography (DSA) of the bifurcation of the aorta

An initial image mask is obtained digitized and storedContrast medium is injectedNumber of images are obtained.Mask is subtractedThe resulting image contains only the relevant informationThe differences can be amplified so the eye will be able to perceive the the blood vessels.Quality of deteriorate due to movements of the body can be corrected to some extent.

Benign lesion - Fibroadenoma

Los rayos X en imgenes mdicas

Usos:Esqueleto, y ciertos tejidos blandos, pulmn, abscesos e imgenes

con contraste.Desventajas:Un slo plano de imagen (proyeccin de la densidad de la materia

por donde atraviesan los rayos).

Conceptos importantes:Resolucin espacial - Una medida del grado de detalle de la imagen final reconstruida, muestra por lo tanto el mnimo tamao de las lesiones que podran potencialmente ser detectadas. En otras palabras: Qu tan bien se pueden observar los detalles finos?

Relacin seal a ruido (SNR) - La relacin de la informacin realy el ruido.

Uniformidad, Linealidad - La imagen de un objeto debe ser independiente de su posicin en el campo de visin. Esto no es cierto en los sistemas reales.




UltrasonidoEcografa



Computerized Tomography

Obtencin de imgenes de un corte o seccin transversal del cuerpo mediante rayos X.Inventado por el Dr. G. N. Housfield en 1971. Recibi el premio Nobel de medicina en 1979.El mtodo es re-construir imgenes a partir de gran nmero de mediciones de rayos X transmitidos a travs del paciente. Las imgenes resultantes son mapas tomogrficos del coeficiente de atenuacin lineal de rayos X.

Single X-ray source

Single detector

Translate rotatemovement

First generation CT

Stationary Detectors(600-4800)

Moving X-ray source source

4th generation CT Fan beam, stationary detectors.

Gun

Haz de Electrones

Patient table

DAS

Target rings

Detector ring

Fifth generation CT (Image data are acquired in as little as 50 mSEC).

Colonoscopy with spiral CT Spiral scan

CT (by Picker)

Example of cross-sections through several parts of the body: skull, thorax, and abdomen,

obtained by computed tomography.

Visualization of the values of the attenuation coefficients by way of gray values produces an anatomic image.

Principios de funcionamianto de un TC

La intensidad del haz transmitido como una funcin del coeficiente de atenuacin de los pxeles atravesados. En la parte superior, la intensidad despus de cruzar un elemento de volumen y densidad constante, parte media, despus de atravezar "n" elementos del volumen; la parte inferior, el caso analgico

Arriba a la izquierda, distribucin de la densidad de un punto de absorcin a lo largo de una lnea a travs del objeto;abajo a la izquierda, los perfiles de intensidad resultantes;abajo a la derecha, la parte posterior de proyeccin;superior derecha, distribucin de la densidad reconstruido sobre una lnea a travs del objeto.

Mtodo de retro-proyeccin

Empieza con la suposicin de que el medio absorbente se distribuye

uniformemente.

Con varios perfiles de intensidad obtenemos una imagen reconstruida en

forma de estrella.

Al aumentar el nmero de ngulos, la intensidad en el centro disminuye y

obtenemos de nuevo la imagen proyectada pero menos fuerte.

En lugar de mostrar un pxel de atenuacin, los pxeles vecinos son visibles

en la imagen reconstruida tambin.

Este emborronamiento de la imagen se corrige con tcnicas de filtrado.

Some Mathematics:

x

yt s

(x,y)

P(t,) - Projection data into each detector (Radon transform)

La relacin entre la posicin de la fuente (x,y) el ngulo de proyeccin y la posicin del arreglo de detectores en 1D detector est dado por:

t y x cos sin Para un corte tomogrfico en 2D, El detector en 1D rota alrededor del objeto.

p ( t, )=c f ( x,y )ds

Image reconstruction algorithms from projections

Simple backprojection:

( , ) ( cos sin , )f x y p y xjj

m

j j

1

Donde:j - el jth ngulo de proyeccinm nmero de puntos de proyeccin. - El espacio angular entre las proyecciones adjacentes.

Esta imagen retroproyectada es una pobre aproximacin delverdadero objeto. Es equivalente al objeto verdadero, enmascaradopor una funcin de borrosidad en la forma de 1/r

Attenuation coefficients of several tissues expressed

in Hounsfield units.




UltrasonidoEcografa



Magnetic resonance imaging (MRI)

Resonancia magnticaLa resonancia magntica explota la existencia de magnetismo

nuclear inducido en el paciente. Ncleos atmicos con un nmero impar de protones o neutrones poseen una dbil pero observable momento magntico nuclear. Ms comnmente protones de (H) son utilizados para adquirir imgenes, aunque13C, fsforo (P), sodio (Na) y flor (F) son tambin de gran

inters.Los momentos nucleares son normalmente orientadas al azar, pero

se alinean cuando se coloca en un fuerte campo magntico (tpicamente 0.2- 3.0T)

La seal de RM en el humano es generalmente obtenida a partir de los protones de agua

Fundamentos tericos RM

Dado que estos protones existen en los entornos magnticos idnticos, todos resuenan a la misma frecuencia.

Por lo tanto la intensidad de la seal de RMN es simplemente proporcional al volumen del agua.

La innovacin clave para MRI es imponer variacin espacial en el campo magntico para distinguir su ubicacin. La aplicacin de un gradiente de campo magntico hace que cada regin del volumen oscilar a una frecuencia distinta

Magnet effects

Important: the energy state of the nuclear spin with lower energy can absorb radiofrequency wave to flip to higher energy level

Spin aligment

For hydrogen, = 42.58 MHz / T.

known as Larmor frequency

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NSN

S

NS

NS

NS

NS

NSN

SNS

Bo

NS

NS

NS

NS

NS

NS

NSNS

NS

NSN

SNS

Bo

NS

NS

NS

NSN

S

NS

NS

NS

NS

NSN

SNS

Bo Depends on:Proton density (materia)Bo

MRI by Picker

Spinal cord Brain section

3 Tesla

7 Tesla

Open MRI units




UltrasonidoEcografa



Nuclear ImagingPET y SPECT

Uso de rayos (gamma) , Radionuclides and Radiofrmacos en

la imagen mdica

Rayos GammaLa radiacin gamma o rayos gamma () es un tipo de radiacin electromagntica, y por tanto constituida por fotones, producida generalmente por elementos radiactivos o por procesos subatmicos como la aniquilacin de un par positrn-electrn.

Debido a las altas energas que poseen, los rayos gamma constituyen un tipo de radiacin ionizante capaz de penetrar en la materia ms profundamente que la radiacin alfa y la beta. Pueden causar grave dao al ncleo de las clulas.

PET y SPECT

En ambos casos se utiliza radiotrazadores que son inyectados via intravenosa al paciente

El radiofrmaco tiene una corta duracin: de pocos minutos a horas.

El radiofrmaco se une a la actividad metablica de ciertas clulas

La medicina nuclear tiene una amplia variedad de usos, incluyendo el diagnstico de cncer, el estudio de las enfermedades del corazn, problemas circulatorios, la deteccin de rin mal funcionamiento, y otras anomalas en las venas, tejidos y rganos.

Some examples of such materials are: Radionuclide Half life ApplicationCarbon-11 20.3 min Positron emitter for metabolism studiesCopper 64 12.8 hours clinical diagnostic agent for cancer and

metabolic disorderIodine 122 3.76 min Positron emitter for blood flow studyIodine 131 8.1 days Diagnose thyroid disorders including cancerIron - 52 8.2 hours Iron tracer for PET bone marrow imagingNitrogen 13 9.9 min Positron emitter used as 13NH for heart

perfusion studiesStrontium 85 64 days Study of bone formation metabolismOxygen 15 123 sec Positron emitter used for blood flowTechnetium 99m 6 hours The most widely used radiopharmaceutical

In nuclear medicine

Radio trazadores para PET

Radio trazadores para SPECTComercializados:

TC99mHMPAO(99Tc-hexametilpropileneamina-oxima), Xe-133, 123I-yodoanfetamina, Talio-201

Positron emission tomography (PET) PET permite a los mdicos evaluar los cambios qumicos o fisiolgicosrelacionado del metabolismo celular. En la naturaleza los orgenes de muchas enfermedades son de carcter bioqumico, estos cambios funcionales a menudo son anteriores al cambio estructural en tejidos u rganos. La tecnologa PET utiliza una variedad de radiofrmacos, llamados "trazadores", para obtener imgenes. Los trazadores PET imitan a los azcares naturales, agua, protenas y oxgeno que se encuentra en el cuerpo. Estos trazadores se inyectan en el paciente y se acumulan en diversos tejidos y rganos dependiendo de su metabolismo. Este sistema tiene un tiempo de exposicin del trazador y genera una "foto" de la actividad biolgica celular. Las imgenes PET se pueden utilizar para medir muchos procesos, incluyendo el metabolismo del azcar, el flujo sanguneo y la perfusin, receptor-ligando tasas de unin, la utilizacin de oxgeno y una larga lista de otras actividades fisiolgicas vitales.

PET TRACER PRODUCTION SYSTEMS

PET scanning uses artificial radioactive tracers and radionuclides. Their lifetime is usually rather short, thus they need to be produced on site.

PET has a million fold sensitivity advantage over MRI in tracer Study and its chemical specificity, PET is used to studyneuroreceptors in the brain and other body tissues. It is efficient in the nanomolar range where much of the receptor proteins in the body. Clinical studies include tumors of the brain, breast, lung, lower GI tract. Additional study of Alzheimers disease, Parkinsons disease, epilepsy and coronary artery disease affecting heart muscle metabolism and flow.

Parkinsons disease study

PET en PD mide el metabolismo de los receptores D1 y D2 en la EP

TeoraLas imgenes de PET comienzan con la inyeccin del trazador, metablicamente activo una molcula biolgica que lleva consigo un istopo emisor de positrones. Durante unos minutos, el istopo se acumula en un rea del cuerpo dnde la molcula tiene afinidad. Ej. glucosa marcada con 11C o glucosa marcada con 18F, se acumula en la cerebro o tumores, en donde la glucosa se utiliza como una fuente primaria de energa. Los ncleos radiactivos decaen por emisin de positrones. El tomo mantiene su masa atmica, pero disminuye su nmero atmico en 1. El positrn expulsado se combina con un electrn de forma casi instantnea, y estas 2 partculas se someten al proceso de aniquilacin. La energa asociada con las masas de las partculas de los electrones y positrones es 12.022MeV de acuerdo con E=MC2. Esta energa se divide por igual entre 2 fotones que se separan el uno del otro en ngulo 1800. Cada fotn tiene una energa de 511 keV. Estos rayos gamma de alta energa emergen del cuerpo en direcciones opuestas y son detectados por par de detectores.

Tungsten septum

Scintillator

Lead shield

PPN

+-

Positron annihilation photons (1800 0.250)

Tagged metabolic activity

11C nucleus

Resolution factors are:

Detector crystal width Anger logic Photon noncolinarity Positron range Reconstruction algorithm

Overall data flow during PET acquisition and processing

Acquisition

Calibration data

Correction data

Reconstruction

Sinogram

Counts/ray

Image

REACCION DE ANIQUILACION

DETECCION POR COINCIDENCIA

Nuclear camera

Flourodopa 18-FDopa Whole body nuclear image

Whole body PET

Measurements:

Blood volumes Oxygen consumption Perfusion Glucose consumption

Study for cardiomyopathy

SA reconstructed slices




UltrasonidoEcografa



SPECT (single photon emission computerized tomography)

SPECT is based on the conventional nuclear imaging technique and tomographic reconstruction methods.

Tcnica: Radioistopos emisores de fotones. Un slo rayo gamma es emitido por la desintegracin nuclear

La herramienta ms importante en la medicina nuclear es la cmara de centelleo que cubre una gran rea (~ 40 cm de dimetro) cristal de de NaI (Tl). Cuando un fotn choca e interacta con el cristal, la cmara de centelleo detecta el fotn y genera una luz detectada por un tubo fotomultiplicador (PMT) o fotodiodo. Un circuito electrnico evala las seales relativas de los PMTs y determina la ubicacin de la seal.

Collimator

NaI(Ti) crystal

PMT

ab

c

d

Electronics

X

Y

Counts/pixel

SPECTPara determinar la localizacin del fotn, se rota una o mas gamma

cmaras alrededor del cuerpo para lograr un muestreo angular de 360.

El algoritmo de reconstruccin de la imagen es similar al del CT.

Camera based SPECT systems can be one of the configurations below:

SPECT Machine

Gemetra discreta para mtodos de reconstruccin iterativos

Pixel IActivity aiIntersected area fi

r

Calcu

lated

ray s

um

Measu

red pr

ofile

P(r,

Brain and Liver Tomographic Reconstruction and 3D Rendering

PET-SPECT: PRINCIPALES CARACTERSTICAS Y DIFERENCIAS PET SPECT

Denominacin Tomografa de emisin de positrones ("Positron Emission Tomography")

Tomografa de Emisin de fotones simples ("Single-Photon Emission Computed Tomography")

Resolucin 5-6mm. 6-12mm.

Tipo de Trazadores Radioisotopos emisores de positrones que en colisin con electrones vecinos stos emiten fotones gamma que son capatados por detectores

Radioistopos emisores de fotones

Trazadores Elaborados "in situ" en ciclotrn. Fluor-18 ligado a fluor-2-deoxi-D-glucosa (FDG), O-15 ligado al H2O

Comercializados: TC99mHMPAO(99Tc-hexametilpropileneamina-oxima), Xe-133, 123I-yodoanfetamina, Talio-201

Va de administracin endovenosa endovenosa(HMPAO), inhalatoria(Xe-133)

Scanner de obtencin de imgenes

Colimador de cilindros Gammacmara

Tiempo de scan (obtencin de imgnes) o vida media del trazador

2-110 minutos .2 minutos: O-15 .20 minutos: C-11 .110 minutos Flor-18

2-30 segundos

Algunos hallazgos Foco epilptico: hipometabolismo, rea infartada: hipometabolismo, Mapear memoria, lenguaje, atencin, Mapear receptores de neurotransmisores

Alzheimer: hipometabolismo T-P

Esquizofrenia: hipometabolismo prefrontal




UltrasonidoEcografa



Ultrasound Imaging

Utiliza ondas de sonido de alta frecuencia como una fuente de formacin de imgenes.

La ecografa se basa en la reflexin de la onda sonora que choca con superficies de diferentes tejidos.

El patrn resultante de la reflexin se usa para la formacin de la imagen en tiempo real.

Las primeras mquinas se desarrollaron hace unos 50 aos, esta tecnologa mdica de naturaleza no radiactiva se hizo comn en las reas de obstetricia y ginecologa.

De hecho, es mas usado para imgenes fetales. Tambin se utiliza en imgenes como cardaca, vascular y

imagen de mama, as como la identificacin del quiste y la orientacin de una variedad de quirrgica y otros procedimientos teraputicos.

Recientemente publicado en Nature Imgen funcional por ultrasonido

Recientes avances en ultrasonido

http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/46950

Functional Ultrasound

Convex 3.5 MHzFor abdominal and OB/GYN studies

Micro-convex: 6.5MHzFor transvaginal andtransrectal studies

Ultrasoundmachine

Ultrasound examination

Los Transductores de ultrasonidos pueden generar ondas acsticas mediante la conversin de energa magntica, trmica, o energa elctrica en energa mecnica. La tcnica ms eficiente para efectos de ultrasonido es el efecto piezoelctrico. La aplicacin de presin sobre un cristal crea una corriente elctrica y vice versa. Para implementar la imagen en tiempo real, es necesario un rpido direccionamiento del haz acstico. Los transductores lineales de fase fueron diseados para enfocar el haz electrnicamente en una regin rectangular de la imagen. Los materiales estndar para imagenes mdicas por ultrasonido fueron durante muchos aos la cermica ferroelctrica, zirconato-titanato de plomo(PZT) que tiene una alta eficiencia de conversin electromecnica y bajas prdidas intrnsecas. Las propiedades de la PZT se puede ajustar mediante la modificacin de la relacin de pequeas cantidades de circonio y titanio y la introduccin de otras sustancias, tales como Tntalo. El PZT es mecnicamente fuerte y puede funcionar a temperaturas de hasta 1000 C y es estable durante un largo periodo de tiempo. La desventaja es alta impedancia acstica (Z = 30 Mrayls) en comparacin con el tejido corporal (1,5 Mrayls). Otros materiales se utilizan, as (es decir, PVDF-polivinilideno Difluoruro)

La matriz de transductores utiliza el mismo principio que los lentes acsticos para enfocar un haz acstico. En ambos casos se aplican retardos a travs de la abertura del transductor. El enfoque y direccionamiento se realiza a travs de un retraso en las seales de exitacin

Excitation signals

Las seales acsticas alcanzan el foco a la vez. De acuerdo el principio de Huygens la seal acstica neta es la suma de todas las seales. Para la recepcin de uneco de ultrasonidos, la matriz de fase funciona a la inversa. El eco de un punto de recepcin es incidente sobre cada elemento de matriz en un intervalo de tiempo diferente.

Transmit focus

In the receive mode, the focal point can be dynamically adjusted so that it coincides with the range of returning echoes. After transmission of acoustic pulse, the initial echoes return from targets near the transducer. Therefore, the scanner focuses the phase array on these targets, located at the first focus. As echoes return from from more distance targets, the scanner focuses at a greater depth. Focal zones are established with adequate depth of field so targets are always in focus to receive. This process is called dynamic receive focusing.

timetime

f1

f2

Arrays can be configured as :Linear sequential array (~512 elements)Curvilinear (convex) arrays.Linear phased arrays.1.5D arrays2D arrays.

Linear

Linear phased

Backing

PZT Matchinglayer

Face plate

2D array

Ultrasound is a frequency over 20Khz which is the maximum frequency heard.

But Frequency and wavelength (therefore resolution) are inversely related so the lowest

frequency used is 1 MHz. Axial resolution is approximately wavelength so at 1Mhz its

1.5 mm in most soft tissues. So one must go to 1.5 MHz for 1 mm resolution.

Attenuation of ultrasound signals increases with frequency in soft tissue and so tradeoff

must be made between penetration to a particular application. Deep penetration like in

cardiology and Gynecology request 2-8 MHz and application with shallow penetration

like ophthalmology and peripheral vascular use 20 MHz, Intra-arterial uses 20-50 MHz

and in ultrasonic microscopy for inspection of structures within individual cells go up

to 200 MHz.

High frequencies: Good resolution but small penetration.

Low frequencies: Bad resolution but deep penetration.

Two basic equations used in ultrasonic imaging:

Where:d = the one way distance of an object that cause the echot = time delay (for the round trip)c - speed of sound in tissue (between 1450 and 1520 m/s)The other equation:

Where: S(t) - Received signal strength.T(t) - Transmitted signalB(t) - transducer propertiesA(t) - The attenuation of signal path to and from the scatterer (t) - The strength of the scatterer In the frequency domain it turns to be:

d= 12tc

S ( t )=T ( t ) B ( t ) A ( t ) ( t )

S ( f )=T ( f )B( f )A ( f )( f )

Definition of terms:

A-mode - The original display mode of ultrasound measurements, in which the amplitude of the returned echoes along a single line is displayed on an oscilloscope.

B-mode (2-D) - The current display mode of choice. This is produced by sweeping the transducer from side to side and displaying the strength of the returned echoes as bright spots in their geometrically correct direction and distance. M-mode - Followed A mode by recording the strength of the echoes as dark spots on moving light sensitive paper. Object that move, such as the heart cause standard patters of motion to be displayed. And a lot of diagnostic information such as valve closure rates, whether valves opened and closed completely, and wall thickness could be obtained from this mode.

Heart in cross section(diastole-relaxation)

Heart in cross section(systole-contraction)

M-line

TransducerChest wall

Ribs

Ultrasound line of sight

Ultrasound is also used for measurement of blood flow in the blood vessels as shown below:

Transducer

Vessel

Layers of intervening tissue

Beam

Blood flow

Skin surface

Returned signal

The target is red blood cells in a smallest region as possible.One type of system uses the Doppler effect. The Doppler shift frequency is equal to 2fcvcfc - transducer center frequencyv - velocity components of the blood cellsc - Speed of sound within tissue.

Color flow mapping - A pseudo color velocity display overlaid on a 2D gray scale image. Here simultaneous amplitude and velocity information is presented.

Ultrasound contrast agents

Reflection of sound waves depend on the acoustic impedance which are defined byits density and the velocity of sound in the medium.Acoustic impedances differences are very small between soft tissues. Echofarnaceuticals (US Cas) have been proposed to increase acoustic impedance differences at tissue interfaces. Secondly to increase the respective echo intensities.

The most effective principle by far that has emerged is the diffraction of ultrasonicwaves on gas bubbles (microbubble containing solutions ) and colloidal, sometimes temperature dependent diphasic systems.

Fetus Ultrasound

Diapositiva 1Diapositiva 2Diapositiva 3Diapositiva 4Diapositiva 5Diapositiva 6Diapositiva 7Diapositiva 8Diapositiva 9Diapositiva 10Diapositiva 11Diapositiva 12Diapositiva 13Diapositiva 14Diapositiva 15Diapositiva 16Diapositiva 17Diapositiva 18Diapositiva 19Diapositiva 20Diapositiva 21Diapositiva 22Diapositiva 23Diapositiva 24Diapositiva 25Diapositiva 26Diapositiva 28Diapositiva 29Diapositiva 30Diapositiva 31Diapositiva 32Diapositiva 33Diapositiva 34Diapositiva 35Diapositiva 37Diapositiva 38Diapositiva 39Diapositiva 40Diapositiva 41Diapositiva 42Diapositiva 43Diapositiva 44Diapositiva 45Diapositiva 46Diapositiva 47Diapositiva 48Diapositiva 49Diapositiva 50Diapositiva 51Diapositiva 52Diapositiva 53Diapositiva 54Diapositiva 55Diapositiva 56Diapositiva 57Diapositiva 58Diapositiva 59Diapositiva 60Diapositiva 61Diapositiva 62Diapositiva 63Diapositiva 64Diapositiva 65Diapositiva 66Diapositiva 67Diapositiva 68Diapositiva 69Diapositiva 70Diapositiva 71Diapositiva 72Diapositiva 73Diapositiva 74Diapositiva 75Diapositiva 76Diapositiva 77Diapositiva 78Diapositiva 79Diapositiva 80Diapositiva 81Diapositiva 82Diapositiva 83Diapositiva 84Diapositiva 85Diapositiva 86Diapositiva 87Diapositiva 88Diapositiva 89Diapositiva 90Diapositiva 91Diapositiva 93

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