Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile [625001]

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile

Tomografia computerizată – analiză neinvazivă
cu multiple aplicații biomedicale

Coordonatori științifici: Absovent:
Prof. Izabela -Cristina STANCU Elena OLĂREȚ
Dr. Andrada SERAFIM
Prof. Daniel CHAPPARD

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
2

Cuprins
1. Noțiuni teoretice ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………… 3
1.1. Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 3
1.2. Descrie rea echipamentului ………………………….. ………………………….. ………………………….. 4
1.2.1. Construcția scannerului ………………………….. ………………………….. ………………………… 7
1.2.2. Componente software ………………………….. ………………………….. …………………………. 11
1.2.3. Principiul de funcționare ………………………….. ………………………….. …………………….. 13
1.2.4. Parametrii morfostructurali ………………………….. ………………………….. …………………….. 14
1.3. Aplicațiile tomografiei computerizate ………………………….. ………………………….. …………. 15
1.4. Tomografia computerizată vs. alte tehnici – avantaje și dezavantaje …………………………. 20
2. Activitate experimentală ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 22
2.1. Materiale și metode ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 22
2.1.1. Pregătirea probei ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 22
2.1.2. Scanarea și reconstrucția imaginilor ………………………….. ………………………….. …………. 23
2.1.3. Procesarea imaginilor ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 24
2.2. Rezultate și discuții ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 24
2.3. Concluzii ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 45
3. Bibliografie ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 47

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
3

1. Noțiuni teoretice
1.1. Introducere
Ingineria biomaterialelor s -a dezvoltat rapid în ultima perioadă de timp conștientizându -se
necesitatea și impactul acestora în evoluția societății, tehnologiilor dar mai ales în terapia și
tratamentul problemelor de sănătate. Deși un domeniu cu activitate intensă și viziune amplă de
viitor, de la sinteza unui biomaterial și până la comercializarea propriu -zisă a unui dispozitiv
medical ori implant, acesta trebuie să obțină certificarea în baza unor standarde de calitate iar
primul pas către o astfel ce cer tificare reprezintă caracterizarea fizico -chimică a biomaterialului.
Lucrarea de față își propune prezentarea protocoalelor de lucru pentru investigarea mai multor
tipuri de materiale utilizând o tehnic i de imagistică nedistructiv e și anume micro -, respec tiv
nanoCT .
În 1979 Sir Godfrey Hounsfield (Marea Britanie) și Allan McLeod Cormack (SUA) au primit
Premiul Nobel în medicină pentru dezvoltarea tomografiei computerizate. Pana la sfarsitul anilor
’70 tomografia computerizată (CT) de uz clinic a fost răs pândită în întreaga lume [1]. Aceast ă
tehnică era însă limitată din punct de vedere al rezoluție i și oferea doar imagini bidimensionale
întrucât se baza pe detecția liniară a radiațiilor. La începutul anilor ’80 Lee Feldkamp, fizician la
Ford Motor Company a dezvoltat primul sistem microCT pentru a investiga defectele structurale
ale materialelor ceramice utilizate la construcția eleme ntelor pentru autotorisme. Dezvoltând ideea
CT-ului clinic, acesta a folosit o sursă ce transmite radiațiile în formă conică, un detector
bidimensiona l și a realizat sistemul de rotire la 360° a probei. Ulterior a dezvoltat un algoritm de
reconstrucție a imaginilor 3D pentru tipul sursei de radiație folosit. În 1983, o colaborare între
Feldkamp și Steven Goldstein (medic ortoped biomecanic la Universita tea din Michigan) a dus la
prima publicație a analizei microCT a arhitecturii osului [2][3], urmată de o publicație ce viza
microstructura trabeculară. Goldstein este cel care a denumit aceasta tehnică tomografie
microcomputerizată.
În ingineria tisulara , arhitectura biomaterialelor de tip scaffold este studiat ă după fabricare pentru
a evalua fezabilitatea și precizia procesului de fabricare dar și după diferite tratamente (imersare în
diferite medii în anumite condiții) ori după explantare pentru a evalua schimb ările ce au loc la
nivelul sc afflodului ori gradul de acceptare al țesutului gazdă. Printre cele mai investigate

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
4
caracteristici arhitecturale se numără porozitatea, dimensiunea porilor, suprafața raportată la
volumul scaffoldului, interconectivitatea porilor, grosimea structurii și pe rmea bilitatea acesteia [4].
Dintre toate metodele de evaluare a acestor parametrii, tomografia computerizată este cea mai
atractivă metodă întrucât rezolvă cele mai multe dintre problemele enunțate mai sus într -o manieră
nedistructivă și neinvaziv ă oferind un set de date clare în ceea ce privește parametrii evaluați, fiind
totodată o metodă eficientă ce permite evaluarea cantitat ivă a unor caracteristici arhitecturale dar
și a integrării tisulare a scaffoldului și a țesutului nou format .
1.2. Descrierea echipamentului
Spre deosebire de microscopia optică sau de microscopia electronică care permit vizualizarea
imaginilor bidimensionale ale suprafeței probei sau secțiuni subțiri ale acesteia, tomografia
computerizată ( microCT și nanoCT ) permite obținerea de informații ale structurii tridimensionale.
Tomografia computerizata este o tehnică de imagistică nedistructivă folosită pentru real izarea
imaginilor 3D de rezoluție înaltă prin reconstrucția imaginilor bidimensionale trans axiale ,
denumite slice -uri, a probelor testate. Reconstrucția imaginii 3D este posibilă prin achiziția mai
multor slice -uri în diferite plane și unghiuri și procesa rea lor prin intermediul unuia sau mai multor
softuri. Acest lucru se realizează prin rotirea sistemului suport pentru probă (în cazul microCT -ului
pentru materiale) sau prin rotirea sursei și a detectorului (în cazul microCT -ului pentru animale vii
sau CT -ul clinic). Aceasta metodă non -distructivă de imagistică produce imagini cu voxeli de 1
µm realizând astfel rezoluții ale imaginii superioare altor metode precum ultrasonografia sau
rezonanța magnetică.

Figura 1. Vedere de ansamblu microCT SkyScan 1272, Bruker

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
5
Pentru realizarea analizelor microCT prezentate în acest studiu a fost folosit un echipament
SkyScan 1272 produs de Bruker, Belgia. Echipamentul microCT din laboratoarele Grupului de
Cercetari pentru Materiale Polimerice Avansate este un sis tem desktop microCT compact pentru
aplicații în știința materialelor și controlul calit ății. Scanerul cu raze X con ține o surs ă
microfocusat ă de raze X, un detector de raze X (camera), un sistem de manipulare al obiectului
pentru pozi ționare și rotire în timpul achizi ției tomografice și electronica necesara alime ntării sursei
de raze X și a camerei. Scanerul a fost livrat cu sta ție de lucru ce opereaz ă sub sistem Microsoft
Windows, cu dou ă monitoare LCD în format larg și doua carduri grafice; unul (NVIDIA Q uatro)
va fi folosit pentru afi șarea pe ambele monitoare și pentru redarea volumului; a doua placa grafic ă
(NVIDIA Tesla) este dedicat ă pentru accelerarea reconstruc ției tomografice. Sta ția de lucru a fost
livrat ă cu software preinstalat pentru achizi ția de imagini (SkyScan 1272 și respectiv SkyScan
2211) , reconstruc ție tomografic ă (NRecon) , analiz ă numeric ă 2D/3D (CTan) a imaginilor și
vizualizarea realistic ă a red ării suprafe ței și a volumului (CTvox, CTvol, Data Viewer) .

Figura 2. Vedere de ansamblu nanoCT SkyScan 2211 , Bruker
Analizele de nanoCT au fost realizate integral în cadrul Grupului de Cerectar e pentru Materiale
Polimerice Avansate. În acest sens, a fost utilizat un n anotomograf cu raze X SkyScan 2211 . Acesta
acoperă cea mai largă gamă de dimensiuni ale obiectelor și de rezoluții spațiale. Instrumentul
permite scanarea și reconstrucția 3D nedistructivă a structurii interne a obiectelor cu diametrul până

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
6
în 200 mm. Software -ul pentru reconstrucție ierarhică 3D (InstaRecon®) mărește imaginea
microstructurii interne a obiectului de 10 -100 ori comparativ cu algoritmii tradiționali utilizați sau
cu reconstrucția accelerată GPU. Sistemul conține o sursă de raze X tip "open type" (pompată) cu
dimensiunea spotului subm icron și doua detectoare de raze X: un detector flat -panel pentru obiecte
largi și un detector CCD (Dispozitiv cu cuplaj de sarcină – senzor responsabil de convertirea
imaginilor reale în imagini virtuale ) de 11Mp răcit pentru scanare la rezoluții mai mar i. Geometria
automat ă variabilă de achiziție și contrastul de faza sporit permit obținerea celei mai bune calități
posibile într -un timp de scanare relativ scurt.
Softul complet al tomografelor computerizate Bruker include reconstrucție rapid ă de volum, s oft
pentru analiza cantitativa 2D/3D și pentru vizualizare realistica 3D. Soft -ul de redare a volumului
permite și crearea de filme realiste, cu posibilitatea unui zbor virtual în jurul și în interiorul
microstructurii reconstruite a obiectului.
Echipamen tele sunt dotate cu o trusă specială pentru montarea probelor (Figura 3). Aceasta include :
două chei (1) pentru comutatorul de raze X ce pot fi folosite pentru protecția împotriva accesului
neautorizat la scanare, două suporturi de alama (2) ce pot fi folo site pentru probe de dimensiuni
medii (8 -25mm în diametru) două suporturi de alama subțiri (3) pentru scanarea probelor mici
suportul pentru probele mari (4) care se atașează la placa turnantă a scanerului cu ajutorul
șuruburilor (5) utilizând șurubelnița (6), suporturile de probă (2) și (3) pot fi utilizate pentru probele
de dimensiuni mici și medii care se poziționează cu ajutorul cerii pentru fixare (7). Pentru scanarea
probelor umede sau hidratate se poate folosi suportul de probe (8) montat în containe rul de plastic
(9). Pentru scanarea probelor mici din toate direcțiile, acestea pot fi plasate în tuburile transparente
la raze X (10) ata șate la suportul furnizat (11). Pentru scanarea probelor în lichid, se poate folosi o
sering ă standard montat ă la supo rtul furnizat (12). Trusa de unelte con ține și un pin de aliniere (13)
și un suport de rezerv ă pentru suportul de probe.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
7

Figura 3 . Trusa pentru fixarea probelor
1.2.1. Construcția scannerului

Figura 4. Schema de construcție a microCT -ului SkyScan 1272, Bruker [5]

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
8
Scannerul conține o sursă microfocusată de raze X în partea din stanga a echipamentului. Sursa
operează la 20 -100kV cu maximum de putere de 10W. Aceasta produce raze X dintr -un punct focal
foarte mic pentru a asigura că cele mai mici detalii din interiorul obiectului pot fi vizualizate în
imaginea de raze X. Sistemul foloseș te propagarea natural ă a fluxului de raze X între punctul sursă
și cameră bidimensional ă de raze X pentru a mări imaginea obiectului. Dacă obiectul este
poziționat aproape de sursă, imaginea acestuia va fi semnificativ mărita pe cameră. Mărirea
(magnificar ea) este proporțională cu raportul dintre distanța de la sursă la camera și de la sursă la
obiect. În cazul în care obiectul este poziționat aproape de cameră, imaginea va fi proiectata cu o
magnificare relativ mica. Prin mutarea obiectului între sursa de raze X și cameră, sistemul poate
ajusta magnificarea necesara. Dispozitivul CCD de raze X este poziționat în partea dreaptă a
scanerului și este combinat cu schimbătorul de filtre cu 6 poziții. Sunt două opțiuni de camere
disponibile: 16Mp și 11Mp. Ambele camere conțin un senzor CCD în format larg conectat prin
fibre optice la un scintilator cu strat îngust din spatele unei ferestre de carbon amorf pentru a proteja
camera CCD de lumin a vizibil ă. Radiația de raze X poate trece prin fereastra de carbon și este
convertit ă de scintilator în imagine în lumină vizibilă. Aceasta imagine trece prin fibrele optice f ără
nici o împrăștiere și ajunge la camera CCD unde este convertită în semnal electric. Electronica din
camera digitalizează semnalul electric și îl trimi te la computer. Pentru a păstra senzorul CCD la o
temperatura stabilă, și pentru a evita recalibrarea datorită fluctuațiilor de temperatură, camera
conține un răcitor solid -state, care menț ine senzorul CCD la o temperatură stabilă cu o acuratețe
foarte mar e (<0.1 ⁰C). Camera este situată în capul celor două module ortogonale de translație.
Primul poate muta camera de o parte și de alta a fluxului de raze X (către poziția operatorului și
înapoi) pentru a alinia camera în centrul fluxului de raze X și pentru a achiziționa imagini în poziția
offset. SkyScan 1272 poate obține imagini folosind camera atât în poziție centrală cât și în două
sau trei poziții offset pentru a extinde câmpul de vizualizare (FOV) și pentru scanarea obiectelor
cu mărimi largi. Al doilea modul de translație poate muta camera înspre sursa de raze X pentru a
schimba distanța dintre sursă și cameră. Ansamblul camerei conține și schimbătorul de filtre
motorizat. Astfel este permisă acoperirea ferestrei din fața camerei cu filtrul de metal subț ire
selectat pentru a face selectarea energiei precis ă. Sunt șase pozi ții pentru filtre în schimb ător. În
mod normal una dintre pozi ții nu are filtru, pentru detec ția de c ătre camer ă a celei mai joase energii
în spectrul de raze X pentru sensibilitatea maxim ă pentru materiale cu absorb ție de raze X sc ăzută.
Celelalte cinci pozi ții sunt ocupate de folii de metal cu diferite materiale și grosimi. În combina ție

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
9
cu ajustarea picului energiei prin schimbarea voltajului în sursa de raze X, filtrarea radia ției permite
adaptarea condi țiilor de achizi ție la o gam ă largă de densit ăți de obiecte și materiale . Zona central ă
a scanerului este ocupat ă de un modul pentru probe. Acest modul con ține o placa turnan tă pentru
rotirea obiectului în timpul achizi ției seriei t omografice, un modul liniar pentru pozi ționarea
obiectului în pozi ție vertical ă, un modul liniar pentru alinierea ansamblului obiectului prin mutarea
de o parte și de alta a fluxului de raze X, un modul liniar lung pentru a muta ansamblul obiectului
înspre sursa de raze X pentru a schimba magnificarea și un modul de micro -poziționare în capul
plăcii turnante pentru pozi ționarea precis ă XY a obiectului. Modulul obiectului este de asemenea
echipat cu o camer ă color optic ă, care permite operatorului s ă vadă toate mi șcările probei în
interiorul camerei de specimen protejate și să evite coliziunea obiectelor largi cu sursa de raze X.
Sistemul nu are întrerup ător de putere. Pornirea sistemului se face printr -un comutator ON /OFF
prin comenzi din softul de control trimise prin portul USB. La fiecare start al softului de control,
se porne ște și scanerul și la fiecare oprire a softului de control este oprit și scanerul automat. Softul
suport ă oprirea complet ă a scanerului și (daca este selectat) și oprirea PC -ului dup ă scanări lungi
[5].

Figura 5 . Schema de construcție a nanoCT -ului SkyScan2211, Bruker [6]

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
10
În partea dreapt ă este situată sura de raze X de tip micro – și nano -focus. Aceast ă sursă opereaz ă la
20-190 keV cu o putere maxim ă de 4W (10W și 25 W cu țintă de diamant). Interiorul tubului de
raze X este evacuat înainte de operare. În timpul oper ării un curent de încălzire trece prin filament
(catod), care este ținut la voltaj ridicat fa ță de țintă și emite electroni. Electronii se mi șcă spre țintă
(anod) care este o plac ă de Beriliu acoperit ă cu un strat sub țire de wolfram (sau un alt material țintă
posibil, cum ar fi molibden sau cupru). În materialu l țintă electronii genereaz ă raze X, care trec
transversal prin țintă. Designul deschis al tubului de raze X permite înlocuirea p ărților consumabile
(etan șări, țintă și filament). Astfel, timpul de via ța al tubului de raze X este aproape nelimitat. C ând
fluxul de electroni c ălătorește de la filament la țintă, fluxul este “profilat” de dou ă lentile
electromagnetice. În func ție de curen ții care trec prin aceste două lentile, sursa poate opera în
moduri de p utere mare (dimensiunea spotului de 5 microni), microfocus (dimensiunea spotului de
2 microni) și nanofocus (dimensiunea spotului de 900 nm sau mai mic) [6].
În fața sursei de raze X este poziționat ansamblul de filtre motorizat cu 5 -poziții. Prin plasarea unei
foițe metalice în fața țintei de raze X, devine posibil s ă se filtreze energia joas ă de raze X, care va
fi absorbit ă în interiorul materialului filtrului. În mod normal, prima pozi ție a filtrului nu este
ocupat ă pentru a face scan ările cu spectru complet de ra ze X , ca și în cazul microCT -ului. Mai
mult, sunt 4 filtre diferite: 0.5 mm Al, 0.5 mm Ti, 0.5 mm Cu si 0.5 mm Mo. Sistemul folosește
propagarea natural ă a fluxului de raze X între punctul sursă și camera bi -dimensională de raze X.
Prin mutarea obiectului între sursa de raze X și cameră, magnificarea poate fi ajustată. SkyScan
2211 este echipat cu 2 camere de raze X diferite: un flat panel de 3 Mpixel și o camera CCD de 11
Mpixel. Camera flat panel constă într -un scintilator care convertește radiația X în l umină vizibilă.
Imaginea în lumină vizibilă este ghidată la un senzor CMOS (semiconductor complementar din
metal -oxid) cu o placă de fibre optice. Această placă este construită astfel încât pierderile de lumină
sa fie minimizate. În interiorul senzorului, imaginea este convertită în semnale analogice electrice
care devin digitalizate de către electronicele camerei. Pentru a păstra camera flat panel la o
temperatură constantă, este prev ăzută cu un bloc de răcire în spate, care este cuplat la un răcitor
exter n. Ace asta minimizează fluctuațiile de temperatură ale camerei flat panel și stabilizează și
semnalul de câmp întunecat de la detector. Camera de 11 Mpixel conține un senzor CCD în format
larg conectat prin fibre optice la un scintilator cu strat subțire d in spatele unei ferestre de carbon
amorf pentru a proteja CCD împotriva luminii vizibile. Imaginea de raze X este convertită în
imagine digitalizată în același mod ca la flat panel. Pentru a păstra senzorul CCD la o temperatură

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
11
stabilă și pentru a evita re calibrările datorate fluctuațiilor de temperatură, camera conține un
element solid de răcire mic, care păstrează senzorul CCD la o temperatură stabilă cu o foarte mare
acuratețe (<0.1° C). Camera flat panel este montat ă pe un modul translațional și se poate muta de –
a lungul direcției fluxului de raze X în scopul de a schimba distanța dintre sursă și cameră. Came ra
CCD este montată pe un braț rotativ și este mutată în interiorul fluxului de raze X când este necesară
pentr u imagistică. Pentru CCD distanța de la sursă la detector este fixă. Ambele camere se pot muta
orizontal transversal față de fluxul de raze X. Acest lucru aduce două mari avantaje: primul este c ă
se poate alinia camera în centrul fluxului de raze X iar al doilea ca pot fi achizi ționate imagini în 2
poziții offset. Astfel, FOV al ambelor camere aproape se dubleaz ă. Softul de control va conecta
automat cele 2 imagini achizi ționate în pozi ții offset pentru a face o singur ă imagine în format larg
[6].
Modulul obiectului este între sursa de raze X și camer ă. Acest modul con ține un stativ care rote ște
obiectul în unghiuri mici în timpul achizi ției seriei tomografice; un modul liniar care se poate muta
în direc ție vertical ă pentru ajustarea înălțimii probei și un al doilea modul liniar care se mut ă
perpendicular pe fluxul de raze X pentru alinierea modulului fa ță de sursă și camere. Întregul
ansamblu al modulului obiectului se poate de asemenea muta între surs ă și detector pentru a
schimba magnificarea. În partea de sus a mesei de rotație este un modul de micro -poziționare pentru
poziționarea precisa XY a obiectului. Modulul obiectului este echipat și cu o cameră optică
îndreptată spre probă. Aceasta permite operatorului să vadă cum se mi șcă proba în interiorul
camerei pentru speci men în scopul de a evita coliziunea obiectelor mari cu sursa de raze X. Este
recomandat să se țină sistemul conectat la putere tot timpul. Astfel se menține tot timpul vidul în
tubul de raze X și aceasta îmbunătățește timpul de pornire și crește stabilitat ea sursei în special la
voltaj mare. Răcitorul și compresorul vor porni și se vor opri împreună, când se pornește, respectiv
oprește softul de control. După scanare, soft -ul suportă oprirea automată a scanerului și deci și a
compresorului și răcitorului și (dacă este selectat) și a PC -ului de control. Când se selectează
aceasta opțiune, vidul din surs ă este încă menținut. Daca se dorește oprirea întregului scaner,
trebuie întoarsă cheia din fața sistemului în poziție off [6].
1.2.2. Componente software
Ambele echipamente sunt fur nizate cu aceleași programe software: programul de control SkyScan,
Nrecon, Data Viewer, CTVox, CTAn și CTVol.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
12
Programul de control (SkyScan 1272 , respectiv SkyScan 2211 ) este cel cu care se realizează
achiziția de imagini de la camerele de raze X și care permite setarea tuturor parametrilor de scanare
(poziția probei față de sursă/cameră, filtrele, puterea sursei, unghiul de rotație al probei, etc.). Poate
salva imagini de raz e X separate sau seturi complete de proiecții unghiulare dintr -o reconstrucție
tomografică. În timpul achizi ției, programul de control salvează toate proiecțiile unghiulare ca
imagini tif cu nume de fișier “prefixNNNN.tif”, unde “prefix” corespunde numelui selectat pentru
setul de date și “NNNN” indica numărul proiecției unghiulare. Fiecare set de proiecții este
acompaniat de un fișier jurnal (log -file). Odată ce achiziția de proiecții unghiulare este completă,
programul de control va salva un fi șier “prefi x.log”, unde “prefix” corespunde numelui fișierului
de date. Acest fișier text con ține toate informa țiile necesare despre scaner și toate set ările folosite
în timpul procesului de achizi ție [5]. Programul de reconstruc ție folose ște acest fi șier pentru a
extrage geometria de achizi ție pentru un anumit scaner, pozi ționarea obiectului și formatul
imaginii.
Reconstruc ția se realizează utilizând softul NRecon, care folose ște programul server InstaRecon®
pentru calcul ările reconstruc ției. Programul încarc ă proiec țiile unghiulare în format tiff și toate
informa țiile numerice necesare din fi șierul “*.log” corespunz ător. Programu l permite operatorului
să defineasc ă fereastra de densitate ca un domeniu de valori reconstruite, care vor fi salvate ca
imagini alb -negru. Formatul acestor imagini poate fi tif sau BMP, PNG sau JPEG. Numele
imaginilor sec țiunilor transversale reconstruite conțin acela și prefix ca și proiec țiile unghiulare, cu
extensia “_rec” și un index cu patru sau opt -cifre, care indic ă poziția vertical ă a sec țiunii
transversale reconstru ite în interiorul spa țiului tri -dimensional. Programul de reconstruc ție
actualizeaz ă setul de date din log -file prin ad ăugarea versiunii programului și a tuturor parametrilor
de reconstruc ție. Setul complet de rezultate al reconstruc ției poate fi deschis de unul dintre
programele listate pentru vizualizarea setului de date [5].
DataViewer permite vizualizarea rezultatelor reconstruc ției ca un film felie cu felie sau ca un set
de felii ortogonale travers ate în orice punct al volumului de reconstruc ție. Suport ă de asemenea
reeșantionarea rezultatelor reconstruc ției în orice orientare și realizarea de m ăsurători simple cum
ar fi m ăsurători de distan ță în 2D și 3D.
Programul pentru interpretarea volumului, CTvox , folose ște setul de date reconstruite pentru a crea
o vizualizare realistic ă a obiectului prin interpretarea volumului. Rezultatele reinterpret ării pot fi

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
13
salvate ca imagini BMP sau JPG. Programul permite și crearea automat ă de filme, care pot fi
salvate ca fi șiere.
Programul CTan pentru procesare și analiz ă 2D/3D folosește, de asemenea, setul de date
reconstruite în formate tiff, BMP, PNG sau JPG, și salveaz ă rezultatele proces ării și analizei în
fișiere text și tabele comp atibile pentru import în Microsoft Excel. Programul CTAn poate salva
modele 3D ale obiectelor reconstruite în format standard STL “*.stl” pentru imprimante 3D ca și
prototipuri rapide în formate “*.ply” sau intern “*.p3g” și “*.ctm” Formatele “*.stl”, “*.p 3g” si
“*.ctm” sunt suporate în CTVol [7].
Programul CTVol permite interpretarea realistică a suprafeței modelelor 3D. Rezultatele
interpret ării pot fi salvate ca imagini BMP sau ca “filme” animate în fișiere compresate sau
necompresate “*.avi” [5]. Modele 3D se creează utilizân d softul descris mai sus, CTAn. Folosind
programul CTVol se pot observa detaliile suprafeței probei scanate sau se pot vizualiza mai multe
modele simultan, ceea ce nu se poate realiza în CTVox. De e xemplu, se pot realiza mai multe
modele 3D pentru o singură probă pentru a vizualiza diferitele materiale componente ce absorb
diferit razele X, porii, sau particulele dintr -o matrice. După ce sunt deschise toate modelele (vor fi
suprapuse formând proba în treagă), acestea pot fi colorate diferit sau li se poate atribui o anumită
transparență pentru a vizualiza fiecare componentă a probei. Pentru a vizualiza structura internă a
probei, nu este necesară realizarea modelului 3D a probei în întregime, ci doar a unei secțiuni,
selectând volumul de interes potrivit în CT an, scurtând astfel timpul de răspuns al programului [8].
1.2.3. Principiu l de func ționare
Principiul de funcționare al unui echipament de tomografie computerizata are la bază fenomenul
de atenuare a razelor X care trec prin probă. În timp ce raza X trece prin probă, intensitatea radiației
incidente este diminuată conform ecuației 1 [9]:
Ecuația 1

unde I 0 este intensitatea radiației incidente, x este distanța probă -sursă și µ este coeficientul de
atenuare liniară. Prin urmare, atenuarea intensității radiației depinde atât de materialul probei
analizate cât și de energia sursei și poate oferi informații des pre densitatea materialului [1].

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
14
Pentru a rezuma cele descrise mai sus, procesul de obținere a i maginilor utilizând tehnologia
computerului tomograf se poate descrie prin 4 pași:
(1) generarea de radiații X – placa țintă ( wolfram ) este bombardată cu electroni ,
(2) transmiterea radiațiilor prin proba analizată – la contactul electronilor cu placa țintă se creează
radiații X care sunt direcționate către probă, care absoarbe o parte din aceste radiații, celelalte
ajungând la detector ,
(3) rotirea probei pentru a obține seria de pro iecții ale imaginii obiectului – după fiecare proiecție
înregistrată, proba se rotește cu un anumit unghi pană se atinge valoarea setată de 180 ⁰ sau 360⁰,
înregistrându -se în continuare câte o proiecție (sau mai multe) la fiecare pas ,
(4) reconstrucția proiecțiilor – softul dedicat realizează reconstrucția proiecțiilor în imagini în
secțiune ale obiectului scanat, ce vor fi utilizate mai departe pentru vizualizarea 2D sau 3D sau
pentru analiza morfostructurală [10].
1.2.4. Para metrii morfostructurali
Parametrii morfostructurali ce pot fi determinați ult erior realizării reconstrucției imaginilor, cu
softul echipamentului CTan, aplicabili volumului de interes selectat sunt prezentați în tabelul 1:
Tabel 1 . Parametrii morfostructurali ce pot fi determinați utilizînd soft -urile echipamentelor de
tomografie c omputerizată SkyScan , Bruker [11]:
Denumire Simbol Unitate de
măsură Observații
Volumul total al VOI TV mm3 Volumul total al volumului de
interes selectat. În acest volum se
vor efectua măsurătorile următoare
Volumul obiectului Obj.V mm3
Procent volum obiect Obj.V/TV % Procentul ocupat de obiect în
volumul de interese selectat
Suprafața VOI TS mm2 Suprafața volumului de interes
Suprafața obiect Obj.S mm2 Suprafața obiectelor din volumul
de interes selectat

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
15
Denumire Simbol Unitate de
măsură Observații
Suprafața intersectată i.S mm2 Suprafața volumului de interes ce
intersectează obiectele din volumul
de interes
Suprafața obiectului/ volumu Obj.S/
Obj.V mm-1 Raportul suprafeței obiectului la
volumul acestuia
Densitatea suprafeței obiectului Obj.S/TV mm-1 Raportul dintre aria suprafeței
obiectului și volumul total
Grosimea structurii St.Th. mm
Gradul anizotropiei DA –
Numărul de obiecte N.Obj. – Numarul total de obiecte binarizate
(obiectul este alb încojurat în
totalitate de volxei negri)
Numărul porilor închiși Po.N (cl) – Un por închis este reprezentat de
voxelii negri încojurați în totalitate
de voxeli albi
Volumul porilor închiși Po.V(cl) mm3
Suprafața porilor închiși Po.S(cl) mm2
Procentul porozității închise Po
Volumul porilor deschiși Po.V(op) mm3
Procentul porozității deschise Po(op)
Volumul total al porozității Po.V(tot) mm3
Procentul porozității totale Po(tot) %

1.3. Aplicațiile tomografiei computerizate
Materiale poroase -porozitate / microarhitectura
Porozitatea biomaterialelor este un factor esențial în proiectarea unui biomaterial. În cazul
implanturilor aceasta asigură o fixare mai bună prin interfața biomaterial -țesut pe care o creează.
S-a constatat că porii cu dimensiuni mai mari de 300 µm favorizează creșterea țesutu lui osos și
formarea capilarelor [12]. Scaffoldurile utilizate în ingineria tisulară trebuie sa îndeplinească o

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
16
serie de caracteristici printre care se numără și găsirea unui echilibru între proprietățile mecanice
și cinetica de biodegradare, porozitatea potrivită pentru a permite celulelor să patrundă în
profunzimea scafflod -ului, să se fixeze și să prolifereze și ideal ar fi să poată încapsula și s ă poată
elibera controlat diferite medicamente [13]. Tehnica tomografiei computerizate vine în ajutorul
evaluării microarhitecturii (dimensiunea porilor, interconectivitatea, anizotropi a) și implicit în
determinarea rutei de sinteză optime [14][15].
Lin și colaboratorii au realizat scaffloduri polimerice cu microporozitate orientată axial și a u
investigat microarhitectura . Utilizând microCT au urmărit influența concentrației de agent porogen
asupra probelor . Astfel , au observat că fracția de volum scade cu creșterea agentului porogen
datorită schimbărilor microarhitecturale în grosimea pereților, în spațierea și în densitatea acestora.
De asemenea au putut determina gradul de porozitate interconectată care a atins valori de peste
99% pentru toate probele [4].
Formarea de matrice minerală pe diferite substraturi
Tehnica tomografiei computerizate a fost utilizată și pentru a an aliza mineralizarea diferitelor
biomateriale atât in vivo [16] (utilizân d echipamentele speciale pentru investigarea in vivo ) cât și
in vitro [17]. Pentru a cuantifica volumul matricei minerale nou formate trebuie realizată o
segmentarea precisă a acesteia de substratul gazdă [18]. În acest scop se apelează la binarizarea
imaginilor (aplicarea t hresholdului). Acesta se selectează în funcție de nivelurile de gri din imagine
putându -se separa matricea minerală nou formată de structura scaffold polimerică cu ușurință .
Pentru a separa însă țesutul nou format de cel existent situația este mai complicată deoarece
densitatea țesutului nou este mult mai mică decât a țesutului matur. Din acestă cauză alegerea unui
nivel de threshold poate fi dificilă și de cele mai multe ori se va fac e un compromis între a nu pierde
nicio parte din matricea nou formată (zona mai redusă, can titate mai mică) și a nu supraestima
volumul structurilor mai mari [19].
Evaluarea țesutului cartilaginos
Cartilajul asigură o suprafață netedă articulațiilor pentru a transmite forțe le ce acționeză la nivelul
articulației cu un coeficient de frecare mic. Este alc ătuit predominant din apă, colagen de tip II,
proteoglicani și celulele specifice: condrocite. Tehnica tomografi ei computerizate permite
obținerea imaginilor 3D în vederea realizării unei evaluări cantitative, însă țesuturile moi prezintă

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
17
o absorbție a radiațiilor X foarte mică ceea ce duce la obținerea unor imagini cu calitate inferioara .
Din această cauză , s-au de zvoltat metode de îmbunătațire a constrastului. Cele mai multe astfel de
metode presupun folosirea unor săruri metalice precum agenți iodați (Hexabrix®), iodură de
potasiu, acid fosfotungstic, acid fosfomolibdic sau acetat de uranil [20][21][22].
Evaluarea țesutului oso s
Tomografia computerizată a început să fie folosită în domeniul inginerie țesutui dur în urmă cu 10
ani și de atunci numărul lucrărilor ce descriu această metodă a crescut exponențial (Figura 6).
Conform site -ului sciecedirect.com, dac ă în anul 2007 num ărul articolelor știițifice în care se
prezint ă caracterizarea unor țesuturi prin tehnic a tomografiei computerizate era de aproximativ 87,
în anul 2017 acesta a atins 247, iar pana la data redact ării acestei lucr ări pentru anul în curs au fost
publicate 187 articole [23]. Drept urmare, s e poate preconiza că va deveni o tehnică de analiză
standard în viitorul apropiat [24].

Figura 6. Ascensiunea numărului lucrări publicate ce utilizează tehnica tomografiei
computerizate pentru evaluarea țesutului osos din ultimii 10 ani [23];
Tehnica este folosită pentru obținerea fidelă a imaginilor 3D ale osului, realizarea analizelor
morfostructurale cantitative a osului t rabecular ori a osului cortical, investigarea unor boli
osteoproteice [25][26]. Având avant ajul unei metodă nedistructiv e, permi te tra nsmiterea mai
departe a probelor pentru analiza histologică , ori investigarea influenței condiții lor de păstrare, la 050100150200250300
2007 2008 2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017Numar articole stiitifice

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
18
diferite intrevale de timp [27]. Mai mult deacât atât, păstrarea condițiilor sterile permite
monitorizarea in vitro a construc ților însămânțați cu celule prin scanarea repetată la diferite
intervale de timp [28].
De asemene a, este posibilă evaluarea influenței perfuzării mediului fiziol ogic simulat, sau a altor
sisteme dinamice asupra mineralizării în profunzimea scaffoldurilor la diferite intervale de
timp[29][30]. Prin analizarea interiorului unei pr obe poroase se poate demonstra utilitatea
sistemelor dinamice nu numai din punct de vedere al cantității matricei minerale formate ci și din
perspectiva distribuției omogene prin probă. Un alt aspect important în regenerarea osoasă îl
reprezintă vascularizarea. Deși tehnicile de promovare a angiogenezei reprezintă încă o provocare,
atunci când scaffoldul fabricat permite formarea de noi vase de sânge, aceste a se dezvoltă sub
forma unei structuri tridimensionale . Din acest motiv s -au cercetat metod e de analiză a rețelei
vasculare nou formate folosind agenți de contrast [31][24].

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
19

Figura. 7. Principalele aplicații ale microCT [10]. a) Structura osului trabecular supus testului
de compresie; b) Reconstrucția 3D a unui scaffold (alb) și a țesutului osos crescut (galben), vedere
în interiror; c) analiza peformanșei înlocuirii țesutului osos pentru reparația unei fracturi fixate
cu o placă T; d) vizualizarea implantării unui șurub de titan în țesut ul osos; e) Reconstrucșia 3D
a craniului unui muirn; f ) Selectarea țesutului osos a unui femur de murin : os întreg (gri), regiune
cortical ă (roșu), regiune trabeculară (galben) pentru determinări morfostructurale.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
20
1.4. Tomografia computerizată vs. alte tehnici – avantaje și dezavantaje
S-a constat că tehnologiile de imagistică 3D reprezintă o prioritate pentru investigațiile din ingieria
tisulară și medicina regenerativă [32]. Investigarea morfostructurală a scaffoldurilor se poate
realiza prin numeroase metode. Porozitatea se poate determina de expemplu prin metode
gravimetrice, porozitatea deschisă poate fi determinată prin metoda deplasării lichidului ,
porozimetrie cu mercur , adsorbția de gaz , însă în anumite situații aceste metode pot altera structura
scaffoldului. De exempl u, deplasarea lichidului poate fi influențată de capacitatea de gonflare a
probei.
O abordare uzuală este utilizarea microscopiei elec tronice de baleiaj care permite evaluarea
diferitor parametri structurali (dimensiunea porilor, suprafața, forma, sau gro simea pereților).
Imaginile de microscopie electronică de baleiaj permit vi zualizarea precisă însă vine cu o serie de
dezavantaje/limitări. În primul rând, această tehnică presupune o pregătire distructivă a probei ce
implică secționarea și acoperirea prob ei cu un strat fin de material conductor dacă aceasta nu posedă
astfel de proprietăți. Este o tehni că consumatoare de timp, iar rezultatele obținute sunt dependente
de orientarea structurii și limitate la vizualizarea bi -dimensională. Evaluarea dimensiunii porilor
pe baza unor imagini bidimensionale ar putea să nu fie precisă din cauza deformării pereților în
timpul secționării. De asemenea, diferențierea porilor închiși de cei deschiși nu se poate realiza
prin microscopia electronică de baleiaj [33][34].
Microscopia optică este o tehnică des utilizată pentru vizualizare a mai ales a probelor biologice.
Și acestă tehnică este limitată de caracterul bidimensional. Au fost dezvoltati algoritmi de
deconvoluție pentru a extinde tehnică către analiza 3 D, însă grosimea probei rămâne o restricție ,
cele mai avansate sisteme putând analiza scaffolduri de colagen de 3 mm grosime. De asemenea,
hidrogelurile ridică probleme în ceea ce privește vizualizarea lor din cauza conținutului ridicat în
apă [35].
În ceea ce privește evaluarea răspunsului țesutului gazdă la implantarea unui biomaterial, metoda
standard de investigare este analiza histologică . Această tehnică permite estimarea numărului de
celule precum și a țesutului nou format. De asemenea permite identificarea celulelor asociate
răspunsului inflamator sau vizualizarea diferitelor tipuri de țesut format prin marcarea cu coloranții
potriviți. Cu toate acestea, o evaluare la interfața biomaterial -țesut poate fi dificil de investigat mai
ales din cauza separării celor două în procesul d e secționare. Mai mult decât atât, și această tehnică
este consumatoare de timp și oferă rezultate bazate pe interpretarea bidimensională a imaginilor,

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
21
lucru ce poate duce la o interpretare greșită a reprezentării 3D a țesutului format în interiorul
scaffo ldului. Așadar, acestă tehnică nu este potrivită pentru cuantificarea 3 D a țesutului format în
interiorul biomaterialelor, precum nici pentru comparații statistice între grupurile experimentale
[35]. Ca alternativă pentru limitările acestei tehnici, tomografia computerizata pare a fi cea mai
bună soluție.
Cu toate că există numeroase metode de determinare a caracteristicilor morfo -structurale,
tomografia computerizata , deși este considerată o tehnică relativ nouă, a demonstrat numeroase
avantaje semnificative . Fiind o metodă computerizată permite evaluarea a numero și parametrii
morfo -structurali, este nedistructivă și permite analizarea oricărui tip de probă, chiar și în stare
hidratată. Mai mult decât atât, echipamentul permite și realizarea de teste mecanice precum
tracțiune și compresie oferind totodată posibilit atea vizualizării comportării probei la diferite
solicitări mecanice [34]. Probele pot fi vizualizate atât în 2D cât și în 3D și pot fi analizate din
punct de vedere morfo -structural.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
22

2. Activitate experimentală

Scopul lucrării este acela de a prezenta fluxul de lucru și parametrii de scanare obținuți în urma
cercetării efectuate în cadrul Grupului de Cercetare pentru Materiale Polimerice Avansate ( APMG )
din cadrul Universitații Politehnica din București și în cadrul Grupului de Cercetare pentru
Remodelare Osoasă și bioMateriale – Groupe d'Etudes sur le Remodelage Osseux et les
bioMatériaux (GEROM ) din cadrul Facultății de Medicină, Universitatea din Angers.
Au fost investigate mai multe categorii de biomateriale:
• țesut osos în vederea investigării efectului injectării de toxină botulinică asupra osului
alveolar,
• implanturi pentru vizualizarea defectelor apărute în perioada implantată,
• biomateriale pentru a vizualiza modificările apărute ca urma re a unor procese dirijate .
2.1. Materiale și metode
În cadrul acestei lucrări au fost analizate:
✓ țesut biologic (mandibule șobolani),
✓ implanturi (implant de șold și implant de genunchi),
✓ produse polimerice utilizate în ingineria tisulara ( scaffolduri de colagen, plasă de
polipropilenă, meșă polimerică și ciment otopedic ).
Probele au fost scanate cu 2 echipamente: microCT SkyScan1272 (în cadrul Universității
Politehinca din București și în cadrul Universității din Angers) și un nanoCT SkyScan 2211
(Universitatea Politehnica din București).
2.1.1. Pregătirea probei
Spre deose bire de alte metode de investigare pentru care există protocoale clare de urmat, pentru
analiza la tomograf ul computerizat , protocoalele depind în mare măsură de tipul probei analizate.
Astfel, trebuie ținut cont de câțiva factori:
• Dimensiunea probei . Echi pamentul folosit în acest studiu permite scanarea probelor cu un
diametru de maxim 75 mm, însă recomandarea este ca proba să nu dep ășească 26 mm
pentru o scanare mai rapidă. Dacă proba este prea mare, aceasta iese din câmpul vizual al

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
23
camerei și nu va fi scanată în întregime. Unul din pașii ce trebuie urmați înainte de a începe
o scanare este chiar verificarea acestui aspect astfel încât proba să fie scanată în totalitate.
Dimensiunea probei influențează și rezoluția imaginilor obținute în urma scanării. A stfel,
cu cât proba este mai mică, cu atât se pot obține imagini cu o rezoluție mai bună.
• Fixarea probei . Un alt aspect extrem de important este fixarea probei în suportul oferit de
echipament sau în recipiente suplimentare astfel încât proba să nu se miș te în timpul
scanării. Altfel, în imaginile obținute vor apărea artefacte de mișcare ceea ce duce la
imposibilitatea obținerii unor imagini reconstruite fidele probei. Fixarea probei în diferite
recipiente trebuie să se realizeze cu materiale slab radioopa ce, iar pentru fixarea pe suport
se pot folosi materiale precum ceara dentară ori plastilina.
• Hidratarea probei. Echipamentele permit scanarea probelor atât în aer cât și în lichide.
Dacă proba necesită scanarea în stare hidratată aceasta trebuie fixată în tr-un recipient mai
transparent la raze X decât ea însăși astfel încât să nu se miște în timpul scanării. Lichidul
trebuie introdus cu grijă, cu ajutorul unei seringi pentru evita formarea bulelor de aer, iar
recipientul trebuie închis (cu parafilm dacă ac esta nu este prevăzut cu capac propriu) pentru
a evita evaporarea lichidului în timpul scanării .
• Orientarea probei. Probele alungite (de exemplu femurul unui șobolan) trebuie așezate cu
axa longitudinală perpendicular pe suportul probei, aliniindu -se astfel cu axa de rotație
pentru a reduce timpul de scanare. De asemenea, se pot monta mai multe probe de
dimensiuni reduse, una peste ce alaltă și pot fi scanate separat, una după cealaltă, eliminând
astfel timpul pierdut prin montarea fiecărei probe în par te.
2.1.2. Scanarea și reconstrucția imaginilor
După ce proba a fost fixată cu succes în recipient (în cazul probelor hidratate) sau direct pe suportul
probei pentru cele uscate, se trece la pasul următor și anume, stabilirea parametrilor de scanare.
• Energia sursei . Energia sursei depinde de tipul probei analizate, grosimea acesteia dar și
de mediul în care este scanată (lichid sau aer). Astfel, energiile mari permit o penetrare mai
bună a probelor cu o densitate mai mare ce absorb mai bine radiația X, iar energiile scăzute
dau un contrast mai bun pentru materiale mai slab radioopace, precum polimerii naturali.
• Filtre. Pentru imagistica materialelor cu densitate joasa sau pentru materiale cu num ăr
atomic mic, se folose ște energie joas ă și “no filter” s au filtru de Al sub țire. Pentru transmisia

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
24
prin materiale dense sau prin probe cu num ăr atomic mare, se folosesc filtre de Al/Cu sau
Cu cu energia asociat ă înalta pentru sursa de raze X. Prin alegerea filtrelor se încearc ă
ajustarea transparen ței obiectulu i (sau intensitatea minima în profilul semnalului) între 30
și 60% dac ă este posibil. Transparen ța sub 10% poate crea artefacte semnificative în
imaginea reconstruita , iar cea mai mare de 70 -80% poate creste zgomotul în feliile
reconstruite .
• Pasul de rotaț ie. Pasul de rotație este unghiul cu care proba va fi rotită pentru achiziția
imaginilor și este dependent în principal de formatul imaginii. În majoritatea cazurilor o
calitate bun ă poate fi ob ținută prin alegerea pasului de rota ție de 360 grade împărțit la
numărul de pixeli din linie. Pentru scan ări rapide pasul de rota ție poate fi de 2 -4 ori mai
mare dec ât aceast ă valoare .
• Frame averaging. Pentru a reduce zgomotul se poate apela la acest parametru care se referă
la numărul de imagini captate în același unghi, din care se va face ulterior o medie și va
rezulta o imagine finală. Creșterea acestui număr duce și la creșterea timpului de scanare.
După ce au fost aleși parametrii, se poate porni scanarea. Se va deschide o fereastră care va indica
timpul răma s până la finalizarea scanării.
2.1.3. Procesarea imaginilor
Primul pas îl reprezintă reconstrucția imaginilor obținute în ur ma scanării . Acest lucru se realizează
cu softul N recon. După ce reconstrucția este finalizată, va fi creat un nou set de imagini ce vor fi
utilizate pentru viitoare procesări (Vizualizare 2D/3D, măsurători 2D/3D)

2.2. Rezultate și discuții
Investigarea resorbției osoase în urma injectării cu toxină botulinică
În cazul pacienților ce suferă de bruxism, mala dii masticatorii sau trism us, injectarea cu botox în
mușchii masticatori reprezintă o formă de tratament. Aceasta acționează la nivel neuronal prin
blocarea impulsurilor transmise prin nervi de la creier la mușchi, paralizând practic mușchiul [36].
Studiul de față a avut ca scop investigarea efectului inactivității mușchilor maseter și temporal
asupra volumului de os alve olar în cazul injectării la șobolani. În acest studiu au fost investigați 2 4
de șobolani clasați în 3 grupuri (cu o injectare – M1, cu două injectări – M2 și cu trei injectări – M3)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
25
și sacrificați la 4 săptămâni de la injectare în mandibula dreaptă. Mandibulele au fost scanate la
microCT Skyscan 1272, Bruker. Protocolul de scanare de zvoltat presupune următoarele etape:
1. Pregatirea probei: fiecare mandibul ă a fost fixată într -un recipient
de plastic , acoperită cu apă pentru a nu se usca în timpul scanării și
fixată în poziție cu ajutorul spumei de poliester , pentru a evita
deplasările stânga-dreapta . Recipientul se sigilează pentru a evita
pierderea apei prin evaporare și se fixează pe suportul probei din
dotarea echipamentului cu ajutorul plastilinei (Figura a ).
2. Achiziția de date
2.1 Se pornește echipamentul
2.2 Se deschide softul
2.3 Se pornește sursa de radiații pentru a se preîncalzi
(aproximativ 15 minute)
2.4 Se deschide ușa aparatului
2.5 Se introduce proba în camera de scanare acordând atenție centrării probei și se închide
ușa
2.6 Se porneș te din nou sursa de radiații
2.7 Se introduc parametrii de scanare:
• filtru Al 0.5 mm
• rezoluția camerei 2016×1344
• 70 kV, 142µA
2.8 Se crează folderul în care imaginile vor fi salvate
2.9 Se stabilește denumirea imaginilor ce vor fi salvate
2.10 Se stabilesc: unghiul de r otație a probei în timpul scanării, numărul de imagini
înregistrate pentru fiecare unghi
2.11 Se pornește scanarea.
3. Reconstructia imaginilor – se realizeaza utilizând softul NRecon
3.1 Se pornește serverul NReconServer
3.2 Se deschide softul de reconstrucție
3.3 Se încarcă stiva de imagini obținute în urma scanării
3.4 Se ajustează parametrii de reconstrucție
Figura a . Mandibulă
fixată și montată pe
suportul probei Formatat: Stânga-dreapta

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
26
3.5 Se pornește reconstrucția
4. Realizarea modelului 3D (Figura 8.a) – s-a utilizat softul CTvox folosind imaginile
reconstruite
4.1 Se deschide softul CTvox
4.2 Se încarcă imaginile reconstruite
4.3 Se ajusteaza parametrii de vizualizare
4.4 Se pot salva imagini în format .bmp sau .jpeg dar și filmulețe
5. Analiza cantitativă 2D – se realizează cu softul CTan folosind imaginile reconstruite
5.1 Se deschide softul CTan
5.2 Se inca rcă imaginile reconstruite
5.3 Se selectează regiunea de interes
5.4 Se realizează binarizarea regiunii de interes (Figura 8. b)
5.5 Se relizează analiza cantitativă – datele obținute sunt savate într -un fișier notepad

a)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
27

Figura 8. a) Model 3D mandibulei -CTVox ; b) Alegerea regiunii de interes -CTAn (selectarea
manuală a osului alveolar)

Pentru realizarea analizei cantitative , au fost extrase secțiuni din proba analizată utilizând softul
DataViewer, iar regiunea de interes s -a selectat manual pe ntru fiecare mandibulă în parte .
Rezultatele obținute în urma analizei morfo -structurale au arătat că injectărea cu botox conduce la
o resorbție la nivelul osului alveolar (Tabelul 2 , Figura 9 ).
Tabelul 2 . Rezulatele analizei morfostructurale pentru cele 48 de mandibule
Proba Grup Mand.
stângă/
dreaptă Sectiune BV/TV mBV/TV
btx_2018_mand_d_1_trim__sag352_2d M3 Dreapta sagn 41,81839 .
btx_2018_mand_d_1_trim__trasng499_2d M3 Dreapta trans 38,70923 40,26381
btx_2018_mand_d_10__trim__sag490_2d M2 Dreapta sagn 49,39646 .
btx_2018_mand_d_10__trim__trasng479_2d M2 Dreapta trans 42,3417 45,86908
btx_2018_mand_d_11_trim__sag384_2d M2 Dreapta sagn 51,40468 .
btx_2018_mand_d_11_trim__trasng492_2d M2 Dreapta trans 49,2887 50,34669
btx_2018_mand_d_12_trim__sag516_2d M2 Dreapta sagn 38,70439 .
btx_2018_mand_d_12_trim__trasng531_2d M2 Dreapta trans 31,0542 34,879295
btx_2018_mand_d_13_trim__sag281_2d M2 Dreapta sagn 61,53052 .
btx_2018_mand_d_13_trim__trasng343_2d M2 Dreapta trans 44,94278 53,23665
btx_2018_mand_d_14__trim__sag411_2d M2 Dreapta sagn 39,72191 .
b)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
28
btx_2018_mand_d_14__trim__trasng570_2d M2 Dreapta trans 35,70056 37,711235
btx_2018_mand_d_15_trim__sag417_2d M2 Dreapta sagn 52,72424 .
btx_2018_mand_d_15_trim__trasng506_2d M2 Dreapta trans 46,58485 49,654545
btx_2018_mand_d_16__trim_sag428_2d M2 Dreapta sagn 45,94399 .
btx_2018_mand_d_16__trim_trasng385_2d M2 Dreapta trans 43,22119 44,58259
btx_2018_mand_d_17_trim__sag425_2d M1 Dreapta sagn 44,74359 .
btx_2018_mand_d_17_trim__trasng602_2d M1 Dreapta trans 41,69958 43,221585
btx_2018_mand_d_18__trim__sag372_2d M1 Dreapta sagn 51,9042 .
btx_2018_mand_d_18__trim__trasng546_2d M1 Dreapta trans 38,19187 45,048035
btx_2018_mand_d_19_trim__sag477_2d M1 Dreapta sagn 40,85372 .
btx_2018_mand_d_19_trim__trasng573_2d M1 Dreapta trans 52,27842 46,56607
btx_2018_mand_d_2__trim__sag414_2d M1 Dreapta sagn 48,01554 .
btx_2018_mand_d_2__trim__trasng390_2d M1 Dreapta trans 54,265 51,14027
btx_2018_mand_d_20__trim_sag566_2d M1 Dreapta sagn 53,89303 .
btx_2018_mand_d_20__trim_trasng417_2d M1 Dreapta trans 50,60186 52,247445
btx_2018_mand_d_21_trim__sag366_2d M1 Dreapta sagn 57,41321 .
btx_2018_mand_d_21_trim__trasng454_2d M1 Dreapta trans 45,41431 51,41376
btx_2018_mand_d_22_trim__sag513_2d M1 Dreapta sagn 37,83948 .
btx_2018_mand_d_22_trim__trasng565_2d M1 Dreapta trans 35,15737 36,498425
btx_2018_mand_d_23_trim__sag417_2d M1 Dreapta sagn 49,0089 .
btx_2018_mand_d_23_trim__trasng554_2d M1 Dreapta trans 51,02172 50,01531
btx_2018_mand_d_25_trim__sag404_2d M1 Dreapta sagn 49,7322 .
btx_2018_mand_d_25_trim__trasng593_2d M1 Dreapta trans 43,55031 46,641255
btx_2018_mand_d_3_trim__sag278_2d M3 Dreapta sagn 57,20293 .
btx_2018_mand_d_3_trim__trasng378_2d M3 Dreapta trans 52,7497 54,976315
btx_2018_mand_d_4_trim__sag393_2d M3 Dreapta sagn 61,3058 .
btx_2018_mand_d_4_trim__trasng549_2d M3 Dreapta trans 68,14144 64,72362
btx_2018_mand_d_5_trim__sag579_2d M3 Dreapta sagn 43,37071 .
btx_2018_mand_d_5_trim__trasng553_2d M3 Dreapta trans 37,35645 40,36358
btx_2018_mand_d_7__trim_sag377_2d M3 Dreapta sagn 52,74867 .
btx_2018_mand_d_7__trim_trasng648_2d M3 Dreapta trans 49,3161 51,032385
btx_2018_mand_d_8__trim__sag353_2d M2 Dreapta sagn 47,79676 .
btx_2018_mand_d_8__trim__trasng400_2d M2 Dreapta trans 42,40925 45,103005
btx_2018_mand_d_9__trim__sag339_2d M3 Dreapta sagn 51,8668 .
btx_2018_mand_d_9__trim__trasng376_2d M3 Dreapta trans 43,4007 47,63375
btx_2018_mand_d_ctrl_trim__sag523_2d CTRL Dreapta sagn 51,85484 .
btx_2018_mand_d_ctrl_trim__trasng484_2d CTRL Dreapta trans 42,26678 47,06081
btx_2018_mand_g_1_trim__sag356_2d M3 Stânga sagn 51,7429 .
btx_2018_mand_g_1_trim__trasng532_2d M3 Stânga trans 51,53065 51,636775
btx_2018_mand_g_10__trim__sag511_2d M2 Stânga sagn 57,02599 .
btx_2018_mand_g_10__trim__trasng475_2d M2 Stânga trans 60,53666 58,781325
btx_2018_mand_g_11_trim__sag418_2d M2 Stânga sagn 60,63991 .
btx_2018_mand_g_11_trim__trasng413_2d M2 Stânga trans 75,32214 67,981025
btx_2018_mand_g_12_trim__sag378_2d M2 Stânga sagn 50,17448 .
btx_2018_mand_g_12_trim__trasng532_2d M2 Stânga trans 46,83431 48,504395
btx_2018_mand_g_13__trim__sag527_2d M2 Stânga sagn 64,32221 .
btx_2018_mand_g_13__trim__trasng529_2d M2 Stânga trans 74,51508 69,418645
btx_2018_mand_g_14__trim__sag512_2d M2 Stânga sagn 54,1548 .
btx_2018_mand_g_14__trim__trasng396_2d M2 Stânga trans 61,96379 58,059295

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
29
btx_2018_mand_g_15_trim__sag382_2d M2 Stânga sagn 53,00459 .
btx_2018_mand_g_15_trim__trasng500_2d M2 Stânga trans 53,84604 53,425315
btx_2018_mand_g_16__trim__sag522_2d M2 Stânga sagn 55,0699 .
btx_2018_mand_g_16__trim__trasng491_2d M2 Stânga trans 52,54635 53,808125
btx_2018_mand_g_17_trim__sag443_2d M2 Stânga sagn 47,84717 .
btx_2018_mand_g_17_trim__trasng580_2d M1 Stânga trans 42,21368 45,030425
btx_2018_mand_g_18_trim__sag375_2d M1 Stânga sagn 53,89373 .
btx_2018_mand_g_18_trim__trasng531_2d M1 Stânga trans 48,60551 51,24962
btx_2018_mand_g_19_trim__sag313_2d M1 Stânga sagn 54,39456 .
btx_2018_mand_g_19_trim__trasng565_2d M1 Stânga trans 59,4223 56,90843
btx_2018_mand_g_2__trim__sag445_2d M1 Stânga sagn 50,86514 .
btx_2018_mand_g_2__trim__trasng417_2d M1 Stânga trans 59,35746 55,1113
btx_2018_mand_g_20__trim__sag453_2d M1 Stânga sagn 55,04882 .
btx_2018_mand_g_20__trim__trasng503_2d M1 Stânga trans 61,75733 58,403075
btx_2018_mand_g_21_trim__sag391_2d M1 Stânga sagn 52,56215 .
btx_2018_mand_g_21_trim__trasng530_2d M1 Stânga trans 56,70132 54,631735
btx_2018_mand_g_22_trim__sag485_2d M1 Stânga sagn 46,80766 .
btx_2018_mand_g_22_trim__trasng531_2d M1 Stânga trans 38,3649 42,58628
btx_2018_mand_g_23_trim__sag477_2d M1 Stânga sagn 47,01228 .
btx_2018_mand_g_23_trim__trasng473_2d M1 Stânga trans 48,99176 48,00202
btx_2018_mand_g_25_trim__sag405_2d M1 Stânga sagn 56,58257 .
btx_2018_mand_g_25_trim__trasng554_2d M1 Stânga trans 48,69253 52,63755
btx_2018_mand_g_3_trim__sag463_2d M3 Stânga sagn 59,04766 .
btx_2018_mand_g_3_trim__trasng447_2d M3 Stânga trans 52,73752 55,89259
btx_2018_mand_g_4_trim__sag368_2d M3 Stânga sagn 63,76621 .
btx_2018_mand_g_4_trim__trasng525_2d M3 Stânga trans 60,88898 62,327595
btx_2018_mand_g_5_trim__sag448_2d M3 Stânga sagn 57,2334 .
btx_2018_mand_g_5_trim__trasng496_2d M3 Stânga trans 53,41414 55,32377
btx_2018_mand_g_7__trim__sag432_2d M3 Stânga sagn 66,04267 .
btx_2018_mand_g_7__trim__trasng627_2d M3 Stânga trans 62,80903 64,42585
btx_2018_mand_g_8__trim__sag573_2d M2 Stânga sagn 61,8135 .
btx_2018_mand_g_8__trim__trasng342_2d M2 Stânga trans 54,04407 57,928785
btx_2018_mand_g_9__trim__sag584_2d M3 Stânga sagn 56,25267 .
btx_2018_mand_g_9__trim__trasng427_2d M3 Stânga trans 53,67127 54,96197
btx_2018_mand_g_ctrl_trim__sag441_2d CTRL Stânga sagn 54,92677 .
btx_2018_mand_g_ctrl_trim__trasng566_2d CTRL Stânga trans 52,68104 53,803905

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
30

Figura. 9 Reprezentarea grafică a volumului de os din regiunea de interes anal izată pentru cele 3
grupuri de subiecți, atât pentru mandibula injectată (dreapta) cât și pentru cea mator (stânga)

Analiza implantelor
Din cauza dimensiunilor prea mari, scanarea la microCT nu a fost posibilă și, pentru vizualizare,
implantele au fost scanate utilizând echipamentul nanoCT SkyScan 2211, Bruker. Protocolul de
scanare a implantelor include:
1. Pregătirea probei: implantele au fost scanate ca atare, în stare uscată, astfel o pregătire
specială nu a fost necesară. Proba a fost fixată pe suport.
2. Achiziția de date:
2.1. Se fixează suportul probei în camera de scanare
2.2. Se inchide ușa: softul va solicita diametrul probei pentru a restricționa mi șcarea probei
ca masură de siguranță (pentru a preveni ca proba să nu lovească sursa).
2.3.Se selectează detectorul de raze X: FP
2.4. Se selectează parametrii de scanare:
• Fără filtru

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
31
• Rezoluția camerei: 1×1
• 95 kV, 130 µA
2.5. Se creează folderul în care im aginile vor fi salvate
2.6. Se stabilesc: unghiul de rotație a probei în timpul scanării, numărul de imagini
înregistrate pentru fiecare unghi
2.7. Se pornește scanarea.
3. Reconstrucția imaginilor – se utilizează softul NRecon
3.1 Se pornește serverul NReconServer
3.2 Se deschide softul de reconstrucție
3.3 Se încarcă stiva de imagini obținute în urma scanării
3.4 Se ajustează parametrii de reconstrucție
3.5 Se pornește reconstrucția
4. Realizarea modelului 3D – se realizează cu softul CTvox folosind imaginile reconstruite
4.1.1. Se deschide softul CTvox
4.1.2. Se încarcă imaginile reconstruite
4.1.3. Se ajusteaza parametrii de vizualizare
4.1.4. Se pot salva imagini in format .bmp sau .jpeg dar și filmulețe
De asemenea, pentru acest implant a fost creat un model 3D și prin intermediul so ftului CTan:
4.2.1. Se deschide softul CTan
4.2.2. Se încarcă imaginile reconstruite
4.2.3. Se selectează regiunea de interes
4.2.4. Se realizeaza binarizarea imaginilor
4.2.5. Se creează modelul 3D care va fi vizualizat cu softul CTvol

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
32

În cazul implantului de genunchi (Figura 10), care este fabricat dintr -o parte metalică și o parte
polimerică , am întâlnit situația în care metalul a produs artefacte. Pentru diminuarea acestora, au
fost selectați parametrii de scanare de mai sus. O alternativă ar fi fost scanarea pe bucăți a
explantului, însă acest lucru nu a fost posibil deoarece partea polimer ică învelește partea metalică.
a)
b)
c)
d)
e)

Figura.10 a,b) Imagini ale modelului 3D
vizualizate în CTvol: săgețile roșii indică
defecte iar cea galbenă indică rezultatul
artefactelor, c,d) imagini ale modelului 3D
realizate în CTvox, nanoCT SkyScan 2211,
Bruker, e) imagine digitală a implantului de
genunchi;

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
33
În urma reconstrucției și realizării modelelor 3D utilizând softurile CTan și CTVol, s -au putut
vizualiza fisurile și exfolierea explantului. Pentru observarea acestora în detaliu, am apelat la softul
DataViewer (Figura 11). Acesta a permis identificarea unor elemente mult mai radio -opace.
Ulterior scanării am realizat o analiza FTIR pentru zona identificată ce a confirmat prezența
țesutului osos.

Figura 11. Imagine a implantului de gen unchi obținută cu ajutorul softului DataViewer în cele 3
plane a) coronal, b) transvesral și c) sagital : săgețile roșii indică țesutul osos iar cercurile
concentrice din marcajul galben sunt produse de partea metalică din alc ătuirea implantului ;
a)
b) c)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
34

Figura 12. Modele 3D realizate în CTvol pentru a 1),a2) implant de cap
femural uzat și b1),b2) implant ul de cap femural ; a3),b3) imagini digitale
ale implanturilor scanate – vedere de sus;

a2)
b2)
a)
b)
b3)
a3)
a1)
b1)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
35
Urmând același protocol, însă schimbând parametrii de scanare, au fost scan ate un implant de cap
femural uzat și un implant de cap femural martor cu scopul de vizualiza uzura suferită în mediul
biologic și de a le compara (Figura 12). Pentru a vizualiza felie cu felie proba scanată am apelat la
softul DataViewer. Acesta permite vizualizarea în orice punct a probei scanate și astfel, am putut
observa defectele (exfolierea și fisurile implantului uzat) dar și artefactele produse de acul m etalic
(Figura 13).

Figur a 13. Vizualizarea felie cu felie a probei cu ajutorul programului DataViewer: săgețile roșii
indică defectele implantului , iar s ăgeata galbena indică artefactele date de acul metalic
Și în acest caz, prezența unui ac metalic în interiorul implantului , a dus la formarea artefactelor,
diminuate însă prin reglarea parametrilor de scanare. Pentru aceste probe am realizat și o analiz ă
cantitativă folosind softul CTan.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
36
Tabel.3 Analiza morf o-structurală a implantului uzat și a implantului de cap femural

Așa cum era de așteptat din cauza degradării suferite, valorile aferente volumului și grosimii
implantului uzat sunt mai mici decât cele ale implantului , permițând o cuantificare a gradului de
uzură imposibilă prin alte tehnici .

Figura 14. Măsurarea distanțelor în CTan. În partea de sus a imaginii se poate observa proba
scanată, linia roșie indică zona în care se vizualizeaz ă secțiunea din partea de jos a imaginii.
Parametri investiga ți Implant Explant
Volumul obiectului [mm3] 2.3552E+04 1.7432E+04
Grosimea structurii [mm] 9.6340E+00 7.1238E+00

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
37

Așadar, această tehnică poate oferi informații calitative dar și cantitative, imposibil de obținut
altfel. Mai mult decât atât utilizând această tehnică de imagistică se pot detecta fragmente de
țesut sau de impurități în zonele de defect ce au migrat din țesuturile învecinate sau din cimentul
ortopedic .
Vizualizarea modificării biomaterialelor
Scaffolduri de colagen . Au fost sintetizate m ai multe compozi ții pe baz ă de colagen cu posib ile
aplica ții în tratarea leziunilor de la nivelul tegumentului . În vederea investigării microarhitecturii
interne, mai precis a porozității, dar și pentru a stabili influența componentelor din probe asupra
microstructurii interne, probele au fost scanate la microCT . Imaginile reconstruite au fost introduse
în CTVox pentru vizualizarea 3D (Figura 15) și în CTa n (Tabelul 4) pentru realizarea măsurătorilor
morfostructurale. Fluxul de lucru a fost urmat conform protocolului descris la începutul secțiunii
Rezultate și discuții cu următorii parametrii de scanare: camera 2×2, fără filtru, pixel size 5, 45kV,
200 µA, unghiul de rotație 0.3 și numărul de imagini înregistrate la fiecare unghi de rotație 3.

a) b)
a) b)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
38

Figura 15. Vizualizarea 3D a probelor în CTVox: a) Colagen nereticulat, b) Substrat tip
(Colagen + Aloe Vera) nereticulat, c) Colagen reticulat, d) Substrat tip (Colagen+ Aloe Vera)
reticulat;

Imaginile 3D ale probelor au confirmat formarea unei matrici poroase pentru fiecare compoziție.
Mai mult decât atât se poate observa o oarecare diferență în ceea ce privește arhitectura internă
între probele reticulate și cele nereticulate. Se poate observa o aranjare mai ordonată, lamelară în
cazul probelor reticu late. Imagini mai detaliate, corespunzătoare fiecărui slice 2D, au fost obținute
utilizând softul Data Viewer (Figura 16).
c) d)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
39

Figura 16. Imagini în secțiune obținute cu DataViewer: a) Substrat tip ( Colagen + Aloe Vera )
reticulat, b) Substrat tip ( Colagen + Aloe Vera ) nereticulat; c) Colagen nereticulat și d) Colagen
reticulat
Într-adevăr, se remarca influența gelului de Aloe Vera și a re ticulării asupra structurii interne a
probelor. Astfel, cea mai ordonată structură este întâlnită în cazul substratului tip colagen + Aloe
Vera reticulat . Pentru a urmări efectul acestor factori asupra porozității, am realizat m ăsurătorile
morfostructurale utilizând softul CTan: imaginile reconstruite au fost încărcate în program, s-a ales
volumul de interes, s -a stabil it valoarea t hreshold -ului și s -a efectuat analiza 3D.
a) b)
c) d)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
40
Tabelul 4 . Rezultatele analizei morfostructurale 3D privind porozitatea probelor
Probă Volum total,
[ µm3] Volum pori,
[ µm3] Num ăr pori
închiși Procent pori
închiși, [%] Procent pori
deschiși, [%]
Colagen nereticulat 2.4877E+09 4.5852E+08 1976 1.2090E -01 1.8333E+01
Colagen reticutal 2.6337E+09 4.3142E+08 186 3.3456E -02 1.6353E+01
Substrat ( Colagen +
gel Aloe Vera )
nereticulat 2.6416E+09 9.7928E+07 2959 4.5628E -01 3.2657E+00
Substrat ( Colagen +
gel Aloe Vera )
reticulat 2.6336E+09 3.8324E+08 242 4.5276E -02 1.4513E+01

Figura 17. Reprezentarea grafică a porilor închiși
Din analizele morfo -structurale se observă că procesul de reticulare conduce la o sc ădere notabil ă
a numărul ui de pori închiși iar prezența gelului de Aloe Vera în compozițiile sintetizat e conduce la
crește rea numărul de pori închiși atât în probele reticulate cât și în cele nereticulate. 0500100015002000250030003500
Colagen
nereticulatColagen reticutat Substrat (Colagen
+ gel Aloe Vera)
nereticulatSubstrat (Colagen
+ gel Aloe Vera)
reticulatNumăr pori închiși

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
41

Figura 18 Reprezentare grafică a celor doua tipuri de poroz ități
Analizând rezultatele obținute, se poate observa că atât procesul de reticulare cât și adăugarea
gelului de Aloe Vera în compoziția probelor scad porozitatea deschis ă. Adăugarea de Aloe Vera în
gelul de colagen scade considerabil porozitatea deschisă, însă dacă p roba este și reticulată
porozitatea crește, probabil datorită formării re țelei interepentrante.
Plasele de polipropilena utilizate pentru repararea defecte lor de la nivelul cavit ății abdomina le au
fost bioactivate prin depunerea pe suprafa ța acestora a unui strat sub țire de hidrogel pe baza de
protein ă natural ă. Tomografia computerizat ă a fot utilizat ă în vederea evalu ării eficien ței
modalit ății de depunere a statului de hidrogel. În acest sens , a fost scan ată o probă martor și ulterior
proba supusă tratamentului cu polimer natural. Din cauză că polimerul este mai puțin radio -opac
decât plasa de polipropilenă, pentru a putea vizualiza dacă a avut loc sau nu o modificare, pregătirea
probei include un alt prim pas, și anume, marcarea polimerului natural cu o sare metalică. Ulterior
acestei marcări, s -a urmat protocolul de scanare pentru microCT descris la începutul secțiunii
Rezultate și discuții cu modificarea rezoluției și fără a utiliza un filtru. Modelele 3D obținute cu
ajutorul softului CTVox, au confirmat succesul modific ării plasei (Figura 19).

0,00E+005,00E+041,00E+051,50E+052,00E+05
Colagen
nereticulatColagen
reticutatSubstrat
(Colagen + gel
Aloe Vera)
nereticulatSubstrat
(Colagen + gel
Aloe Vera)
reticulatPorozitate deschisă vs. porozitate închisă
porozitate deschisa porozitate inchisa

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
42

Figura. 19 Modele 3D pentru a) martor, b) plasa
acoperită și c) vizualizare materialului depus,
SkyScan 1272, rezoluție 1632 x 1092, 45 kV, 200
µA

Cimentul ortopedic în a cărui compoziție intră sulfatul de bariu ca agent de opacitate dar și o parte
polimerică a fost scanat la microCT (urmând protocolul de lucru descris la începutul secțiunii cu
următorii parametri de scanare: camera 2×2, pixel size 3, filtru Al 0,25, unghiul de rotație 3 ⁰, 3
imagini pentru fiecare unghi, 60kV, 165 µA). Datorită diferenței de absorbție a radiației X (sulfatul
de bariu prezintă o opacitate mai ridicată decât partea polimerică), cele doua componente au putut
fi separate. Acest lucru s -a realizat folosind softul CTan pentru realizarea a doua modele 3D (unul
pentru fiecare componentă) care au fost ulterior vizualizate simultan în CTVol. De asemenea, am
realizat și o analiza 3D a volumului sulfatului de bariu obținând o valoare similară cu cea descrisă
de producător în instrucțiunile cimentului.
a)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
43
Pașii urmați pentru realizarea modelelor 3D multiple ale cimentului ortopedic sunt descriși mai jos.
Observație: atunci când se dorește obținerea modelor 3D sau realizarea analizelor morfo -structurale
3D, este indicat să lucreze cu fișiere a căror dimensiune nu depășește 2GB. Din acest motiv, toate
imaginile au fost micșorate, prin decuparea aces tora și păstrarea pe cât posibil doar a probei,
eliminând spa țiul gol. Cu aceste imagini s -a lucrat în continuare astfel:
1. Se deschide setul de imagini reconstruite cu CTAn
2. Se selecteaz ă volumul de interes
3. Se stabilește valoarea t hreshold -ului (20)
4. Se scrie programul de realizare a modelelor 3D : se aleg pașii necesari realizării modelului
3D. În funcție de rezultatul vizat, se pot realiza modele 3D ale probei în întregime,
evidențiindu -se suprafața acesteia, modele 3D ale anumitor particule diferențiate prin
ordine de mărime (cum este cazul de față) sau modele 3D ale porilor închiși și/sau deschiși .
5. Modele 3D realizate au extesia .ctm și se deschid cu programul CTvol.

a1)
a2)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
44

Figura 20. Vizualizarea 3D a probei de ciment ortopedic utilizând a 1, a2) programul CTVol: două
modele 3D suprapuse în care sunt reprezentate cu albastru deschis particulele de sulfat de bariu
și cu roz particulele polimerice ; b1,b2) programul CTVox; ,
Meșele de polimer au fost ob ținute prin electrofilarea unei solu ții de gelatin ă și ulterior reticulate
în atmosfera satura tă de glutaraldehid ă. Dup ă încheierea procesului de reticulare, me șele au fost
imersate în bai alternative de Ca/P în vederea mineraliz ării. Ulterior, probele au fost scanat e pentru
a evalua eficien ța procesului de mineralizare . Probele au fost scanate atât la microCT cât și la
nanoCT, iar imaginile au fost obținute în CTvo x. Diferențele de opacitate ce se pot observa în
imagini sunt date de prezența mineral ului.

Figura .21 a) meșa polimerică, nanoCT, SkyScan 2211, rezoluție 2452 x 1640, 40 kV, 500 µA și b) meșa
polimerică, microCT, rezoluție 2452 x 1640, 50 kV, 200 µA , bara de mărime reflectă 500 µm
b1) b2)
a) b)

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
45
2.3. Concluzii
Tomografia computerizată este o tehnică de imagistică ce a câștigat din ce în ce mai mult teren în
domeniul biomedical datorită informațiilor pe care le poate oferi. Informațiile calitative dar și
cantita tive vin în ajutorul evaluării și dezvoltării de biomateriale poroase, dar nu numai. Avantajul
principal al acestei tehnici este acela că permite vizualizarea formării de țesut în interiorul
biomaterialelor, iar softurile cu care este dotat echipamentul permit și realizarea unor analize
cantitative.
În cardul acestei lucrări au fos t elaborate protocoale de scanare a țesutului biologic precum și a
altor tipuri de biomateriale (implant uzat de genunchi , implant și implant uzat de cap femural ,
scaffolduri pe baza de colagen, plase de polipropilena a c ăror suprafa ță a fost bi oactivat ă prin
depunerea unui hidrogel pe baz ă de protein ă natural ă, meșe pe baz ă de polimer natural o bținute
prin electrofilare și cimenturi ortopedice) .
De asemenea au fost efectuate și analize cantitative în ceea ce privește resorb ția osoas ă în urma
inject ării cu Botox și efectul pe care îl au componentele unei compoziții asupra porozității. Tehnica
a permis confirmarea și vizualizarea eficienței proceselor de modificare a diferitelor probe
demonstrând astfel utilitatea în ceea ce privește caracterizarea biomater ialelor.
În cazul explanturilor, scanarile realizate l a nanoCT au permis evaluarea calitativă a uzurii acestor a
dar și evaluarea cantitativ ă a degradării prin compararea dimensiunilor probelor explantate cu cel e
ale unui implant martor .
Teza prezint ă și protoc olul de evaluare cantitativ ă a porozit ății unor scaffolduri pe bază de polimeri
naturali, determinandu -se: număr ul de pori închiși, procent ul porozității închis r, procent ul
porozit ății deschi se, volumul probei dar și volumul obiectului.
Multumiri
În final, vreau să le mulțumesc îndrumătorilor științifici pentru transferul de cunoștințe ,
disponibilitate și răbdare. De asemenea aș dori sa le mulțumesc pentru permisiunea de a introduce
în lucrarea aceasta rezultatele obținute folosind probele ce fac subiectul studiilor lor lui Jean –
Daniel Kün -Darbois, Alexandrei Nicolae și doamnei profesor Adriana Lungu pentru suporturile
pe bază de collagen, Anei Maria Pascu , și doamnei profesor Izabela Cristina Stancu pentru

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
46
cimenturile ortopedice . Mulțumiri și doamnei Conf. Dr. Med. Rodica Marinescu pentru furnizarea
implanturilor, și domnului Dr. Mircea Istodorescu (Medical Ortovit) pentru furnizarea cimentului
ortopedic.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
47
3. Bibliografie

[1] J. D. Boerckel, D. E. Mason, A. M. McDermott, and E. Alsberg, “Microcomputed
tomography: Approaches and applications in bioengineering,” Stem Cell Res. Ther. , vol. 5,
no. 6, pp. 1 –12, 2014.
[2] M. W. Layton, S. A. Goldstein, R. W. Goulet, L. A. Feldkamp, D. J. Kubinski, and G. G.
Bole, “Examination of subchondral bone architecture in experimental osteoarthritis by
microscopic computed axial tomography,” Arthritis Rheum. , vol. 31, no. 11, pp. 1400 –1405,
1988.
[3] W. A. Kalender, “X -ray computed tomography,” Phys. Med. Biol. , vol. 51, no. 13, 2006.
[4] A. S. P. Lin, T. H. Barrows, S. H. Cartmell, and R. E. Guldberg, “Microarchitectural and
mechanical characterization of oriented porous polymer scaffolds,” Biomat erials , vol. 24,
no. 3, pp. 481 –489, 2003.
[5] C. T. Kartuizersweg, “User Manual X rays SkyScan 1272,” pp. 0 –89, 2013.
[6] C. T. Kartuizersweg and K. Belgiumc, “User Manual SkyScan 2211,” 2014.
[7] A. Version, “The user ’ s guide,” pp. 1 –139.
[8] S. Ctvol, “The user’s guide – SKYSCAN,” BRUKER MicroCT Acad. , pp. 1 –27.
[9] E. L. Ritman, “Current Status of Developments and Applications of Micro -CT,” Annu. Rev.
Biomed. Eng. , vol. 13, no. 1, pp. 531 –552, 2011.
[10] M. Stauber and R. Müller, “Micro -computed tomog raphy: a method for the non -destructive
evaluation of the three -dimensional structure of biological specimens.,” Methods Mol. Biol. ,
vol. 455, pp. 273 –292, 2008.
[11] Bruker -microCT, “Morphometric parameters measured by Skyscan TM CT – analyser
software ., ” Ref. Man. , pp. 1 –49, 2012.
[12] B. Otsuki, M. Takemoto, S. Fujibayashi, M. Neo, T. Kokubo, and T. Nakamura, “Pore throat
size and connectivity determine bone and tissue ingrowth into porous implants: Three –
dimensional micro -CT based structural analyses o f porous bioactive titanium implants,”

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
48
Biomaterials , vol. 27, no. 35, pp. 5892 –5900, 2006.
[13] E. Abdullah, A. Idris, and A. Saparon, “Papr reduction using scs -slm technique in stfbc
mimo -ofdm,” ARPN J. Eng. Appl. Sci. , vol. 12, no. 10, pp. 3218 –3221, 201 7.
[14] S. Khademzadeh, S. Carmignato, N. Parvin, F. Zanini, and P. F. Bariani, “Micro porosity
analysis in additive manufactured NiTi parts using micro computed tomography and
electron microscopy,” Mater. Des. , vol. 90, pp. 745 –752, 2016.
[15] J. R. Jones , G. Poologasundarampillai, R. C. Atwood, D. Bernard, and P. D. Lee, “Non –
destructive quantitative 3D analysis for the optimisation of tissue scaffolds,” Biomaterials ,
vol. 28, no. 7, pp. 1404 –1413, 2007.
[16] H. Li, H. Zhang, Z. Tang, and G. Hu, “Micro -computed tomography for small animal
imaging: Technological details,” Prog. Nat. Sci. , vol. 18, no. 5, pp. 513 –521, 2008.
[17] K. H. A. L. S. N. R. G. Sarah Cartmell, “Quantitative microcomputed tomography analysis
of mineralization within three -dimensional scaffolds <I>in vitro</I>,” J. Biomed. Mater.
Res. Part A , vol. 69A, no. 1, pp. 97 –104, 2004.
[18] A. C. Jones, C. H. Arns, A. P. Sheppard, D. W. Hutmacher, B. K. Milthorpe, and M. A.
Knackstedt, “Assessment of bone ingrowth into porous biomaterials using MICRO -CT,”
Biomaterials , vol. 28, no. 15, pp. 2491 –2504, 2007.
[19] R. E. Guldberg, A. S. P. Lin, R. Coleman, G. Robertson, and C. Duvall, “Microcomputed
tomography imaging of skeletal development and growth,” Birth Defects Res. Part C –
Embryo Today Rev. , vol. 72, no. 3, pp. 250 –259, 2004.
[20] P. Swart, M. Wicklein, D. Sykes, F. Ahmed, and H. G. Krapp, “A quantitative comparison
of micro -CT preparations in Dipteran flies,” Sci. Rep. , vol. 6, no. September, pp. 1 –12, 2016.
[21] H. J. Nieminen et al. , “Determining collagen distribution in articular cartilage using contrast –
enhanced micro -computed tomography,” Osteoarthr. Cartil. , vol. 23, no. 9, pp. 1613 –1621,
2015.
[22] R. C. Stewart, P. N. Bansal, B. D. Snyder, and M. W. Grinstaff, “High -Affinity Ca tionic
Contrast Agent for Imaging ex Vivo,” vol. 266, no. 1, pp. 141 –150, 2013.

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
49
[23] “New Rich Text Document.” .
[24] R. E. Guldberg et al. , “Analyzing Bone, Blood Vessels, and Biomaterials with
Microcomputed Tomography,” IEEE Eng. Med. Biol. Mag. , vol. 22, no. 5, pp. 77 –83, 2003.
[25] K. Verdelis et al. , “MicroCT morphometry analysis of mouse cancellous bone: Intra – and
inter-system reproducibility,” Bone , vol. 49, no. 3, pp. 580 –587, 2011.
[26] K. Mys, F. Stockmans, E. Vereecke, and G. H. Van Lenthe, “P T,” Bone , no. 2017, p.
#pagerange#, 2018.
[27] Y. Wu, S. Adeeb, and M. R. Doschak, “Using Micro -CT Derived Bone Microarchitecture
to Analyze Bone Stiffness – A Case Study on Osteoporosis Rat Bone,” Front. Endocrinol.
(Lausanne). , vol. 6, no. May, pp. 1 –7, 2015.
[28] K. A. Huynh, S. H. Cartmel, A. Lin, S. Nagaraja, R. Guldberg, and A. C. Prepararion,
“Quantitative Micro -CT Analysis of Mineralized Matrix Formation,” pp. 3 –4, 2002.
[29] A. L. Oliveira, P. B. Malafaya, S. A. Costa, R. A. Sousa, and R. L. Reis , “Micro -computed
tomography (μ -CT) as a potential tool to assess the effect of dynamic coating routes on the
formation of biomimetic apatite layers on 3D -plotted biodegradable polymeric scaffolds,”
J. Mater. Sci. Mater. Med. , vol. 18, no. 2, pp. 211 –223, 2007.
[30] B. D. Porter, A. S. P. Lin, A. Peister, D. Hutmacher, and R. E. Guldberg, “Noninvasive
image analysis of 3D construct mineralization in a perfusion bioreactor,” Biomaterials , vol.
28, no. 15, pp. 2525 –2533, 2007.
[31] F. Peyrin, “Evaluation of bone scaffolds by micro -CT,” Osteoporos. Int. , vol. 22, no. 6, pp.
2043 –2048, 2011.
[32] J. H. Marburger and U. S. A. National Science and Technology Council, “Advancing Tissue
Science and Engineering: A Multi -Agency Strategic Plan by Multi -Agency Tissue
Engineering Science (MATES),” Adv. Tissue Sci. Eng. A Multi -Agency Strateg. Plan by
Multi -Agency Tissue Eng. Sci. , pp. 1 –39, 2007.
[33] M. Bartos, “ micro -ct in tissue engineering scaffolds designed for bone regeneration :
principles and application micro -ct in tissue engineering scaffolds designed for bone

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
50
regeneration : principles and application ,” no. March, 2018.
[34] S. T. Ho and D. W. Hutmacher, “A comparison of micro CT with other techniques used in
the characterization of scaffolds,” Biomaterials , vol. 27, no. 8, pp. 1362 –1376, 2006.
[35] R. E. Guldberg et al. , “3D imaging of tissue integration with porous biomaterials,”
Biomaterials , vol. 29, no. 28, pp. 3757 –3761, 2008.
[36] J. D. Kün -Darbois, H. Libouban, and D. Chappard, “Botulinum toxin in mastica tory muscles
of the adult rat induces bone loss at the condyle and alveolar regions of the mandible
associated with a bone proliferation at a muscle enthesis,” Bone , vol. 77, pp. 75 –82, 2015.