Substanțe, Mate riale și Sisteme Biocompatibile [625000]

Universitatea Politehnica București, Facultatea de Inginerie Medicală
Substanțe, Mate riale 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 ………………………….. ………………………….. …………………………. 12
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 ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 25
2.3. Concluzii ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 46
3. Bibliografie ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 48

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 certificare reprezintă caracterizarea fizico -chimică a biomaterialului.
Lucrarea de față își propune prezentarea protocoalelor de lucru pen tru investigarea mai multor
tipuri de materiale utilizând o tehnic i de imagistică nedistructiv e și anume micro -, respectiv
nanoCT .
În 1979 Sir Godfrey Hounsfield (Marea Britanie) și Allan McLeod Cormack (SUA) au primit
Premiul Nobel în medicină pentru de zvoltarea tomografiei computerizate. Pana la sfarsitul anilor
’70 tomografia computerizată (CT) de uz clinic a fost răspândită 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 detecți a 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. Dezv oltând
ideea CT -ului clinic, acesta a folosit o sursă ce transmite radiațiile în formă conică, un detector
bidimensional și a realizat sistemul de rotire la 360° a probei. Ulterior a dezvoltat un algoritm de
reconstrucție a imaginilor 3D pentru tipul surse i de radiație folosit. În 1983, o colaborare între
Feldkamp și Steven Goldstein (medic ortoped biomecanic la Universitatea 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 explanta re pentru a evalua schimb ările ce au loc la

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
4
nivelul scafflodului ori gradul de acceptare al țesutului gazdă. Printre cele mai investigate
caracteristici arhitecturale se numără porozitatea, dimensiunea porilor, suprafața raportată la
volumul scaffoldului, interconectivitatea porilor, grosimea structurii și permea 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 cantitativă 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 realizarea 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 procesarea lor prin intermediul unuia
sau mai multor softuri. Acest lucru se realizează prin rotirea sistemului suport pentru pro bă (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 sistem desktop microCT compact pentru
aplicații în știința material elor 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 Quatro) 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.
Stația de lucru a fost livrat ă cu software preinstalat pentru achizi ția de imagini (SkyScan 1272 și
respectiv SkyScan 2211) , reconstr ucție 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 .

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
6
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 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 submicron 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
mari. 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, soft
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.
Echipamentele 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 folosite pentru probe de
dimensiuni medii (8 -25mm în diametru) două suporturi de alam a 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 dimensiun i 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
containerul de plastic (9). Pentru scanarea probelor mici din toate direcțiile, acestea p ot 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 suportul furnizat (12). Trusa de unelte
conține 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 folosește propagarea natural ă a fluxului de raze X
între punctul su rsă 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 (magnificarea) este proporțională cu raportul dintre distanța de la sur să 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 necesar a. 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 fib re 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. A ceasta 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 trimite la computer. Pentru a
păstra senzorul CCD la o temperatur a 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 mare (<0.1 ⁰C). Camera este situată în capul celor două
module o rtogonale 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 o bține 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 subțire selectat pentru a face selectarea energiei precis ă. Sunt șase
poziții pentru filtre în schimb ător. În mod normal una dintre pozi ții nu are filtru, pentru detec ția
de către camer ă a celei mai joase energii în spectrul de raze X pentru sensibilitatea maxim ă

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
9
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 cu ajustarea picului energiei prin schimbarea
voltajului în sursa de raze X, filtrarea radia ției permite adaptarea condi țiilor de achizi ție la o
gamă 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 tomografice, un modul liniar pentru pozi ționarea obiectul ui 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 mod ul de micro -poziționare în capul pl ăcii turnante pentru
poziționarea 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
părților 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 putere 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 foi țe 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 comple t de raze 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 obie ctului 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
lumină 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 extern. 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 str at subțire din

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
11
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 stabilă și pentr u a evita recalibrările 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 translaționa l 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 pentru 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 pozi ții 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
rotește 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 perpe ndicular 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 rota ție este un modul de micro –
poziționare pentru pozi ționarea 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 specimen 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 stabilitatea
sursei în special la v oltaj 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].

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
12
1.2.2. Componente software
Ambele echipamente sunt furnizate cu aceleași programe software: programul de control
SkyScan, Nrecon, Data Viewer, CTVox, CTAn și CTVol.
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 tut uror parametrilor de
scanare (poziția probei față de sursă/cameră, filtrele, puterea sursei, unghiul de rotație al probei,
etc.). Poate salva imagini de raze X separate sau seturi complete de proiecții unghiulare dintr -o
reconstrucție tomografică. În timpu l 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
proiec ții este acompaniat de un fișier jurnal (log -file). Odată ce achiziția de proiecții unghiulare
este completă, programul de control va salva un fi șier “prefix.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. Programul permite
operatorului s ă 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 con țin 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
secțiunii 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 traversate în orice punct al volumului de reconstruc ție. Suport ă de asemenea

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
13
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 salvate ca imagini BMP sau JPG. Programul permite și crearea automat ă de filme, care pot
fi salvate c a fișiere.
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 compatibile 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”, “*.p3g” si
“*.ctm” sunt sup orate în CTVol [7].
Programul CTVol permite interpretarea realistică a suprafeței modelelor 3D. Rezultatele
interpret ării pot fi salv ate 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 exemplu, se pot realiza mai m ulte
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 întreagă), acestea pot fi colo rate 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 v olumul 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]:

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
14
Ecuația 1
unde I 0 este intensitatea ra diației 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 despre densitatea materi alului [1].
Pentru a rezu ma 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 proiecții ale imaginii obi ectului – 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 dedic at 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 ulterior realizării reconstru cției 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 computerizată SkyScan , Bruker [11]:
Denumire Simbol Unitate d e
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

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
15
Denumire Simbol Unitate d e
măsură Observații
Suprafața obiect Obj.S mm2 Suprafața obiectelor din volumul
de interes selectat
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
serie de caracteristici printre care se numără și găsirea unui echilibru între proprietățile mecanice
și cinetica de biodegradar e, 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]. Tehn ica tomografiei computerizate vine în ajutorul

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
16
evaluării microarhitecturii (dimensiunea porilor, interconectivitatea, anizotropia) și implicit în
determinarea rutei de sinteză optime [14][15].
Lin și colaboratorii au realizat scaffloduri polimerice cu microporozitate orientată axial și au
investigat microarhitectura . Utilizând microCT au urmărit influența conc entrației 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 funcț ie 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 mu lt 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 face 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 tomografiei computerizate permite
obținerea imaginilor 3D în vederea realizării unei evaluări cantitative, însă țesutu rile moi prezintă
o absorbție a radiațiilor X foarte mică ceea ce duce la obținerea unor imagini cu calitate
inferioara . Din această cauză , s-au dezvoltat metode de îmbunătațire a constrastului. Cele mai

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
17
multe astfel de metode presupun folosirea unor sărur i 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 folos ită 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, permite tra nsmiterea mai
departe a probelor pentru analiza histologică , ori investigarea influenței condiții lor de păstrare, la
diferite intrevale de timp [27]. Mai mult deacât atât, păstrarea condițiilor sterile permite 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
monitorizarea in vitro a construc ților însămânțați cu celule prin scanarea repetată la diferite
intervale de timp [28].
De asemenea, 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 probe 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 vascularizare a. 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 metode 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 grosimea pereților).
Imaginile de microscopie electronică de baleiaj permit vi zualizarea precisă însă vine cu o serie de
dezavantaje/limitări. În primul rân d, această tehnică presupune o pregătire distructivă a probei ce
implică secționarea și acoperirea probei 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 v izualizarea 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 permit e 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 cau za separării celor două în procesul de secționare. Mai mult decât atât,

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
21
și această tehnică este consumatoare de timp și oferă rezultate bazate pe interpretarea
bidimensională a imaginilor, lucru ce poate duce la o interpretare greșită a reprezentării 3D a
țesutului format în interiorul scaffoldului. 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 numeroși 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
tracțiun e și compresie oferind totodată posibilitatea 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 cad rul 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 deosebire 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:

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
23
• Dimensiunea probei . Echipamentul 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
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 p roba să fie scanată în
totalitate. Dimensiunea probei influențează și rezoluția imaginilor obținute în urma
scanării. Astfel, cu cât proba este mai mică, cu atât se pot obține imagini cu o rezoluție
mai bună.
• Fixarea probei . Un alt aspect extrem de import ant este fixarea probei în suportul oferit de
echipament sau în recipiente suplimentare astfel încât proba să nu se miște în timpul
scanării. Altfel, în imaginile obținute vor apărea artefacte de mișcare ceea ce duce la
imposibilitatea obținerii unor imagi ni reconstruite fidele probei. Fixarea probei în diferite
recipiente trebuie să se realizeze cu materiale slab radioopace, 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 într -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 acesta 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 parte.
2.1.2. Scanarea și reconstrucția imaginilor
După ce proba a fost fixată cu succes în recipient (în cazul probelor hidratate) sau direc t pe
suportul probei pentru cele uscate, se trece la pasul următor și anume, stabilirea parametrilor de
scanare.

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
24
• Energia sursei . Energia sursei depinde de tipul probei analizate, grosimea acesteia dar și
de mediul în care este scanată (lichid sau aer). A stfel, 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” sau filtru de Al sub țire. Pentru
transmisia 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 obiectului (sau intensitatea minima în profilul semnalului)
între 30 și 60% dac ă este posibil. Transparen ța sub 10% poate crea artefacte semnificati ve
în imaginea reconstruita , iar cea mai mare de 70 -80% poate creste zgomotul în feliile
reconstruite .
• Pasul de rotație. 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 această 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 rămas până la finalizarea scanării.
2.1.3. Procesarea imaginilor
Primul pas îl reprezintă reconstrucția imagini lor 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)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
25

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 trismus, 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) și sac rificați la 4 săptămâni de la injectare în mandibula dreaptă. Mandibulele au
fost scanate la microCT Skyscan 1272, Bruker. Protocolul de scanare dezvoltat 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 st ânga-dreapta . Recipientul se sigilează pentru a evita
pierderea apei prin evaporare și se fixează pe suport ul 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 pornește din nou sursa de radiații
2.7 Se introduc parametrii de scanare:
• filtru Al 0.5 mm
• rezoluția camerei 2016x 1344 Figura a . Mandibulă
fixată și montată pe
suportul probei

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
26
• 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 rotație a probei în timpul scanării, numărul de imagini
înregistrate pentru fiecare unghi
2.11 Se pornește sca narea.
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
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 incarcă 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

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)

a)
b)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
28
Pentru realizarea analizei cantitative , au fost extrase secțiuni din proba analizată utilizând softul
DataViewer, iar regiunea de interes s -a selectat manual pentru 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 .
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

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
29
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
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 .

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

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)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
31
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 fixea ză suportul probei în camera de scanare
2.2. Se inchide ușa: softul va solicita diametrul probei pentru a restric ționa 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 selecteaz ă parametrii de scanare:
• Fără filtru
• Rezoluția camerei: 1×1
• 95 kV, 130 µA
2.5. Se creează folderul în care imaginile 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

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
32
De asemenea, pentru acest implant a fost creat un model 3D și prin intermediul softului
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
33

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 polimerică 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
34
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
35

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
36
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
metalic (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
37
Tabel.3 Analiza morfo -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.
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
38
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.

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 CTan (Tabelul 4) pentru r ealizarea
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)

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

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;
c) d) a) b)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
40
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 reticulate. Imagini mai detaliate, corespunzătoare fiecărui slice 2D, au fost
obținute utilizând softul Data Viewer (Figura 16).

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
a) b)
c) d)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
41
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 factor i 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.
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 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
42
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.

Figura 18 Reprezentare grafică a celor doua tipuri de porozități
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 acestor a 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.
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
43
Modelele 3D obținute cu ajutorul softului CTVox, au confirmat succesul modific ării plasei
(Figura 19).

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
a)

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

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
45

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 s canate
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.
a1)
a2)
b1) b2)
b)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
46

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

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 biomate rialelor.
a)

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
47
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 cimenturile ortopedice . Mulțumiri și doam nei 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
48

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 scaff olds,” Biomaterials , 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 tomography: 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 – analyse r
software .,” Ref. Man. , pp. 1 –49, 2012.

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
49
[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 structur al analyses of porous bioactive titanium
implants,” 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. 3 218–3221, 2017.
[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

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
50
contrast -enhanced micro -computed tomogra phy,” 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 Cationic
Contrast Agent for Imaging ex Vivo,” vol. 266, no. 1, pp. 141 –150, 2013.
[23] “New Rich Text Docume nt.” .
[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, “PT,” Bone , no. 2017, p.
#pagerange#, 2018.
[27] Y. Wu, S. Adeeb, and M. R. Doschak, “Using Micro -CT Derived B one 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 r outes 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.

Universitatea Politehnica București,
Facultatea de Inginerie Medicală | Substanțe, Materiale și Sisteme Biocompatibile
51
[32] J. H. Mar burger 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 Ti ssue 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
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 wi th porous biomaterials,”
Biomaterials , vol. 29, no. 28, pp. 3757 –3761, 2008.
[36] J. D. Kün -Darbois, H. Libouban, and D. Chappard, “Botulinum toxin in masticatory
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. 7 5–
82, 2015.