Egzamin dyplomowy 2013 (studia inżynierskie, stacjonarne I-go stopnia)

Pytanie specjalnościowe numer 8 dla Aparatury Elektronicznej (EAE):

Metody rekonstrukcji obrazu i podstawowe rodzaje tomografii

medycznej.

Metody rekonstrukcji obrazu

Johann Radon udowodnił twierdzenie, że „Obraz obiektu dwuwymiarowego można zrekonstruować na

podstawie nieskończone ilości rzutów jednowymiarowych”. CT realizuje fizycznie transformację Radona w
wyniku której otrzymujemy sinogram, który można interpretować jako ilustrację „natężenia” w funkcji kata
obrotu skanera (projekcji). W celu otrzymania z sinogramu obraz 2D należy wykonać odpowiednią
rekonstrukcję. Do metod rekonstrukcji należą między innymi:

Metoda algebraiczna (rozwiązywanie równań liniowych)
Nie praktyczna ze względu na złożoność obliczeniową.

Ponieważ wiązka nie przechodzi idealnie przez poszczególne piksele wprowadza się do układu równań
poprawki.

Metoda iteracyjna

•

Technika rekonstrukcji algebraicznej ART (korekcja

promie

ń

po promieniu

)

Na początku algorytmu ART wszystkie piksele w matrycy
obrazu są ustawiane na jakąś dowolną wartość. Następnie
stosuje się procedurę iteracyjną, stopniowo zmieniając
matrycę obrazową tak, aby odpowiadał ona profilom. Cykl
iteracyjny zawiera pętlę przebiegającą przez każdy punkt w
zmierzonych danych. Przy każdej wartości zmierzonej stawia
się pytanie: Jak można zmienić wartości pikseli w matrycy,
aby stały się zgodne z tym konkretnym pomiarem? Czyli
zmierzona próbka jest porównywana z sumą pikseli
obrazowych wzdłuż promienia wskazującego próbkę. Jeśli
suma wzdłuż promienia jest mniejsza niż zmierzona próbka,
to wartości wszystkich pikseli wzdłuż tego promienia ulegają
zwiększeniu. Natomiast są one zmniejszane, jeśli suma
pikseli wzdłuż promienia jest większa od zmierzonej próbki.
W ten sposób po kilku iteracjach wartości w macierzy się
przetasują i dopasują tak by utworzyć obraz z jak
najmniejszym błędem.

•

Technika równoczesnej rekonstrukcji iteracyjnej SIRT (korekcja

piksel po pikselu

)

•

Technika iteracji metodą najmniejszych kwadratów ILST (jednoczesna korekcja całego zestawu
danych)

Metoda projekcji wstecznej (sumacyjna, back projection) i filtrowanej projekcji wstecznej
Polega na sumowaniu kolejnych projekcji (im jest ich więcej tym lepszy obraz). W przypadku projekcji
wstecznej bez filtrowania obraz jest rozmyty. Zastosowanie specjalnego filtru (odpowiedź częstotliwościowa
filtru musi być odwrotnością gęstości próbkowania) powoduje, że obraz staje się bardziej wyraźny.

Przykład:
Odtwarzanie obrazu punktów świecących (czerwone) z dwóch prostopadłych projekcji. Po lewej stronie
rysunku pokazano miejsca świecenia (czerwone punkty) i natężenia zmierzone wzdłuż projekcji. Po prawej
stronie pokazujemy wynik rekonstrukcji metodą wstecznej projekcji.

Postępując zgodnie z algorytmem wstecznej projekcji, pikselom na liniach drugiej i piątej (licząc od góry)
przypiszemy wartości 1/6 i podobnie w kolumnach 3 i 5 (od lewej). Łatwo sprawdzić, że po dodaniu obu
wartości miejscom świecenia (punkty) przypisze się w ten sposób wartości 1/3. Taka sama wartość pojawi się
w pikselach (2,3) i (5,5). Pikselom nie leżącym wzdłuż mierzonej projekcji przypiszemy oczywiście natężenia
zerowe. Dysponowanie tak ograniczoną informacją i prostym algorytmem doprowadziło nas zatem do
znalezienia miejsc świecenia, ale także i artefaktów: smug w wierszach 2 i 5 oraz kolumnach 3 i 5, a także nie
istniejących

miejsc

ś

wiecenia

o

natężeniach identycznych z rzeczywistymi
miejscami świecenia. Łatwo sprawdzić, że
wykonanie dodatkowych projekcji pod
kątami 45 stopni także pozostawi te
artefakty.

W

ogólnym

przypadku

położenia miejsc „gorących” będą silnie
rozmyte, a przy okazji pojawią się inne
artefakty, choć o słabszych natężeniach.
Wraz ze wzrostem liczby projekcji,
rozmycie miejsca świecenia spada.

filtrowana projekcja wstecznej

Rekonstrukcja Fouriera
Fourierowska rekonstrukcja obrazu CT wymaga wykonania trzech kroków:

•

1D DFT każdej projekcji

•

Obliczenie 2D widmo obrazu z widm projekcji + interpolacja

•

IDFT widma obrazu

http://www.12000.org/my_notes/EE518_CT_project/REPORT/note_on_radon/note_on_radon.htm

Podstawowe rodzaje tomografii medycznej

Tomografia (gr. τοµή (tomé) - przekrój i γράφειν (gráfein) - zapisywać) − w medycynie zbiorcza nazwa

metod diagnostycznych mających na celu uzyskanie obrazu przedstawiającego przekrój przez ciało lub jego
część. Istnieje bardzo wiele rodzajów tomografii, które opierają się na różnych zjawiskach fizycznych. Wśród
metod można wymienić np.:

– Ultrasonografia (USG)
– Tomografia komputerowa (CT)
– Tomografia rezonansu magnetycznego (MRI)
– Pozytonowa tomografia emisyjna (PET)
– Tomografia emisyjna pojedynczego fotonu (SPECT)
– Optyczna tomografia koherencyjna (OCT)
– Impedancyjna tomografia komputerowa (EIT)

Ultrasonografia (USG)

Nieinwazyjna, atraumatyczna metoda diagnostyczna, pozwalająca na uzyskanie obrazu przekroju

badanego obiektu. Głowice wysyłają fale ultradźwiękowe, które padając na granicę dwóch tkanek niemalże
całkowicie przez nie przenika (99%), natomiast jedynie 1% fali ulega odbiciu. Większość energii fali
ultradźwiękowej przedostaje się do głębszych warstw i daje echo od każdej napotkanej granicy tkanek
(zwapnienie, pęcherzyki gazów czy ciała obce). W przypadku, gdy napotkany zostaje obszar napełniony
całkowicie gazem, następuje prawie całkowite odbicie fali. Zjawisko podobne uzyskamy po odbiciu się fal od
granicy tkanek miękkich i kostnych. Różnica gęstości ośrodków powoduje drastyczną zmianę kierunków
rozchodzenia się fali (minimalizowane żelem pomiędzy głowicą a ciałem pacjenta).

Cechy

•

Wykorzystuje zjawisko rozchodzenia się fal ultradźwiękowych oraz zjawiska mu towarzyszące
(odbicie, całkowite wewnętrzne odbicie, załamanie, rozproszenie, absorpcja i tłumienia fali)

•

Ultradźwięki z zakresu 2MHz (badania jamy brzusznej) ÷ 20MHz (badanie oczu)

•

Do generacji i odbioru wykorzystuje się przetworniki piezoelektryczne (tytanian baru, cyrkonian
ołowiu)

•

Większa częstotliwość fali zapewnia lepszą rozdzielczość obrazu jednak zasięg obrazowania jest
mniejszy (Energia fali jest tłumiona tym silniej, im większa jest jej częstotliwość)

Poglądowy model ultradźwiękowego układu diagnostycznego
1. źródło ultradźwięku (głowica)
2. ośrodek przewodzący (badane tkanki)
3. powierzchnie graniczne np. torebka wątroby + struktury śródmiąższowe
4. odbiornik dźwięku (głowica)
5. przyrząd do pomiaru czasu powrotu echa i wzmocnienia (komputer)
6. monitor

USG Dopplerowskie

Jednym z bardzo popularnych obecnie zastosowań ultrasonografii jest USG naczyń krwionośnych z

wykorzystaniem zjawiska Dopplera (częstotliwość fali rośnie jeśli źródło echa przemieszcza się w kierunku
odbiornika, spada jeśli źródło przemieszcza się w kierunku odwrotnym). USG dopplerowskie pozwala na ocenę
prędkości oraz kierunku przepływu krwi w naczyniach. Jako metoda całkowicie nieinwazyjna jest obecnie
najpopularniejszym typem badania naczyń pozwalającym na dokładną ocenę zmian w zdecydowanej
większości przypadków.

•

Wykorzystuje zjawisko Dopplera (polega na zmianie częstotliwości, gdy nadajnik i odbiornik fali są
względem siebie ruchome)

•

Ź

ródło fal (głowica) - nieruchome, krwinki - ruchome

•

Służy do oceny przepływu krwi w naczyniach żylnych i tętniczych oraz w sercu

•

Możemy ocenić:

o

ustalić kierunek przepływu

o

prędkość przepływu (wielkość dopplerowskiego przesunięcia częstotliwości jest proporcjonalna
do prędkości przepływu)

Tomografia komputerowa - transmisyjna (ang. Computed Tomography - CT)

Badanie za pomocą transmisyjnego tomografu komputerowego polega na wielokrotnym prześwietlaniu

pacjenta odpowiednio uformowaną wiązką promieni rentgenowskich. Detektory w tej metodzie mierzą finalne
natężenie wiązki promieniowania, która po przejściu przez ciało pacjenta ulega osłabieniu, w zależności od
rodzaju substancji którą napotyka na drodze (absorpcja promieniowania X w tkankach i narządach ciała o
różnej gęstości i grubości). Dane zbierane przez detektory, wraz z informacją o położeniu lampy i detektorów,
są analizowane przez komputer w celu rekonstrukcji obrazu, a wynik rekonstrukcji jest przedstawiany za
pomocą

wizualizacji.

Najcz

ęś

ciej jako wynik badania tomograficznego podaje si

ę

dwuwymiarow

ą

map

ę

współczynników osłabienia wyra

ż

on

ą

w tzw. jednostkach Hounsfielda

(opisuj

ą

cych g

ę

sto

ść

danego rodzaju tkanki).

Prawo absorpcji

d

d

d

I

I

d

e

I

I

0

0

ln

1

=

→

=

−

µ

µ

I

d

– natężenie promieniowania po przejściu przez tkankę o grubości x

I

0

– początkowe natężenie

µ

– liniowy współczynnik osłabienia

Budowa

•

Stół pacjenta (unieruchomionego)

•

Skaner (gantry)

o

Komora pomiarowa

o

Lampa rentgenowska

o

Kolimator

o

System detektorów

o

Układ obracający

o

Układ zasilania lampy rentgenowskiej (przetwornica wysokiego napięcia)

•

Konsola operatora (sterowanie, wyświetlanie i archiwizacja obrazów)

o

Głównym źródłem promieniowania X jest lampa rentgenowska. Rozpędzona wysokim
napięciem wiązka elektronów uderza w metalową tarczę (niegdyś chłodzoną wodą obecnie
przeważnie zastępuje to tarcza wirująca) i tracąc swą energię kinetyczną na skutek gwałtownego
hamowania wypromieniowuje tę energię w postaci kwantów promieniowania X, których
zdolność penetracji wewnątrz ludzkiego ciała jest tym większa, im większe było napięcie
przyspieszające elektrony w lampie.

o

Detektory służą do przetwarzania promieniowania rentgenowskiego na sygnał elektryczny.
Najczęściej stosowane są dwa typy detektorów – ksenonowe i półprzewodnikowe

1

.

o

Kolimatory znajdują się w pobliżu lampy rentgenowskiej i przy każdym z detektorów. Mają za
zadanie kształtować wiązkę promieniowania i minimalizować rozpraszanie promieniowania.
Wspólne działanie takiego układu regulacji wiązki pozwala na dokładne określenie pożądanej
grubości obrazowanej warstwy.

Ewolucja skanerów RTK (rentgenograficznych)

I. Liniowo obrotowe z pojedynczym detektorem
II. Liniowo obrotowe z wieloma detektorami
III. Obrotowe z ruchomymi detektorami
IV. Obrotowe ze stacjonarnymi detektorami
V. Tomografia spiralna (

http://pl.wikipedia.org/wiki/Spiralna_tomografia_komputerowa

)

Skracanie czasu pomiaru powoduje nie tylko zmniejszenie dawki promieniowania, ale i lepsza jakość obrazu
(ruchy pacjenta).

1

Obecnie podstawowym materiałem stosowanym do budowy detektorów jest krzem. Detektor krzemowy, charakteryzujący się bardzo dobrą rozdzielczością obrazu

oraz wysoką czułością detekcji, a więc i małą dawką promieniowania otrzymywaną przez pacjenta. Krzem w postaci amorficznej (a-Si) nanoszony jest metodą
trawienia na płytę z tworzywa będącą dobrym izolatorem. Rezultatem jest powstanie matrycy niezależnych i izolowanych od siebie elementów detektora krzemowego.
Wymiary elementów wynoszą od 40 µm do 200 µm, w zależności od ich zastosowań medycznych. Po podłączeniu do matrycy odpowiedniego napięcia elementy
krzemowe zachowują się jak układy pojemnościowe, które gromadzą ładunek elektryczny proporcjonalny do natężenia padającego na nie promieniowania X. Matryca
przykryta jest warstwą scyntylatora w postaci jodku cezu (CsI) ze względy na małą czułość krzemu na energię promieniowania rentgenowskiego używaną w
diagnostyce medycznej. Materiał ten przeprowadza konwersję promieniowania X na światło widzialne w zakresie maksymalnej czułości krzemu.

Tomografia jądrowego rezonansu magnetycznego (ang. magnetic resonance imaging - MRI)

Obrazowanie za pomocą rezonansu magnetycznego polega na umieszczeniu pacjenta w komorze

aparatu, w stałym polu magnetycznym o wysokiej energii (stałe pole magnetyczne rzędu 0.3÷3T). Cewki
gradientowe umożliwiają wytworzenie gradientu pola magnetycznego w dowolnym kierunku. Silne magnesy
wytwarzają jednorodne pole, które powoduje, że momenty magnetyczne lub inaczej spiny jąder wodoru
porządkują się w kierunku pola. Dodatkowe cewki wytwarzają krótkie impulsy promieniowania
elektromagnetycznego o częstotliwości radiowej (RF coils). Jądra wodoru absorbują energię tych fal
radiowych, zmieniają swój stan, a potem oddają energię emitując fale o tej samej częstotliwości. Sygnały te
odbierane są przez aparat i można precyzyjnie zlokalizować miejsce, w którym zachodzi emisja.

Jeśli gradient pola zmienia się w poprzek próbki, to protony ulegają rezonansowi przy różnych

częstotliwościach, zgodnie z ich umiejscowieniem w polu magnetycznym. Wielkość sygnału rezonansowego
przy określonym polu jest proporcjonalna do liczby protonów w miejscu odpowiadającym określonej wartości
pola. Po wielu takich pomiarach absorpcji, z których każdy został wykonany pod nieco innym kątem, zebrane
dane analizuje komputer i tworzy dwuwymiarowy obraz przekroju próbki. Obraz odzwierciedla rozkład
wodoru (z grubsza biorąc, rozkład wody w organizmie). Obraz MRI wiadra wody jest zupełnie jednorodny.
Lecz w organizmie rozkład wody w rożnych tkankach nie jest jednakowy i na tej podstawie można
identyfikować organy.

Cechy

•

Stałe silne pole magnetyczne (częściowa polaryzacji opisana wektorem magnetyzacji badanego obiektu)

•

Impulsy RF (wyprowadzenie magnetyzacji z położenia równowagi przy odpowiedniej częstotliwości
rezonansowej)

•

Emisja sygnału w momencie relaksacji cząsteczek

•

Badany rozkład pola po rezonansie

o

gęstość protonów

o

czas relaksacji

Budowa tomografu NMR

•

magnes główny (wytwarza stałe pole magnetyczne rzędu 0.3-3 T)

•

cewki korekcyjne (wytwarzają słabe pole magnetyczne korygujące niejednorodności pola stałego)

•

cewki gradientowe (wytwarzają dodatkowe liniowo zmieniające się pole wzdłuż trzech kierunków
ortogonalnych - wykorzystywane do kodowania informacji tzn. umożliwiają zlokalizowanie źródeł
sygnałów odbieranych)

•

komputer (akwizycja sygnałów oraz ich przetwarzanie – rekonstrukcja obrazu)

•

różnego rodzaju cewki nadawczo-odbiorcze (emitują impulsy RF i odbierają sygnał wysłany przez
tkanki)

http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/

Tomografia elektronowego rezonansu paramagnetycznego (ang. Electron paramagnetic resonance - EPR)
Analogiczne do MRI. Technika pozwalająca na wykrycie związków posiadających jeden lub więcej
niesparowanych elektronów, takich jak np. wolne rodniki.

Cechy

•

Wykrywanie związków posiadających niesparowane elektrony (wolne rodniki)

•

Badane są spiny elektronów (a nie spiny jąder atomowych jak w przypadku MRI)

•

Z powodu różnic w masie pomiędzy jądrami a elektronami używane są słabsze pola magnetyczne i
wyższe częstotliwości (promieniowanie mikrofalowe) w NMR: w polu magnetycznym ok. 0.3 T
rezonans przy częstotliwości ok. 10 GHz.

•

W medycynie stosowany do śledzenia znaczników spinowych

http://www.org.chemie.tu-muenchen.de/people/fhagn/JASS2006/files/Popov%20-%20paper.pdf

Pozytonowa tomografia emisyjna (ang. Positron Emission Tomography - PET)

Rodzaj emisyjnej tomografii komputerowej w której rejestruje się promieniowanie emitowane podczas

anihilacji pary elektron-pozyton. W celu dokonania badania podaje się badanemu pacjentowi radiofarmaceutyk
(izotopy promieniotwórcze o krótkim czasie połowicznego rozpadu). Jądra tych izotopów w trakcie rozpadu w
organizmie pacjenta emitują pozytony, które w wyniku oddziaływania z elektronami otoczenia ulegają
anihilacji. Izotop rozpada się, po czym emituje pozyton, który wędruje na odległość nie większą jak kilka
milimetrów i zderza się z najbliższymi elektronami pierwiastków tworzących jakąś tkankę. W wyniku
zderzenie dochodzi do anihilacji i generacji dwóch fotonów promieniowania gamma o energii 511keV (e

-

+ e

+

→

γ + γ), które emitują w przeciwnych kierunkach. Detekcja polega na odbieraniu promieniowania gamma o

konkretnej energii w dwóch (umieszczonych naprzeciw siebie) z wielu detektorów umieszczonych w skanerze.
Przedział czasu, w którym dwa detektory powinny zarejestrować impulsy określa się mianem okienka
czasowego. Obecne urządzenia pozwalają na pomiar z dokładnością kilku nanosekund. Metoda ta nazywana
jest techniką koincydencji. Układ detektorów gamma kamery PET składa się z kilku tysięcy kryształów
scyntylacyjnych oraz fotopowielaczy.

Budowa

•

Układ detekcji

o

detektory scyntylacyjne (kryształ i fotodetektor) stosowane do rejestracji fotonów anihilacyjnych

o

fotopowielacze do wzmacniania sygnałów generowanych w krysztale scyntylacyjnym i do
konwersji tego sygnału na impuls elektryczny

o

układy koincydencyjne do stwierdzenia czy rejestrowany foton jest w koincydencji z
bliźniaczym anihilacyjnym

•

Stół pacjenta

•

Komputer

•

Cyklotron do wytwarzania radiofarmaceutyków

Cechy

•

Pacjent otrzymuje izotopy promieniotwórcze (np. deoxyglukoza) o krótkim czasie połowicznego
rozpadu

•

Detekcja dwóch kwantów promieniowania gamma po anihilacji pozytonu i elektronu

•

Niskie, krótkotrwałe promieniowanie

•

Stosowany do badań mózgu, serca, stanów zapalnych oraz nowotworów

•

Konieczna obecność cyklotronu

•

Często łączona z CT

Tomografia emisyjna pojedynczego fotonu (ang. Single Photon Emission CT - SPECT)

Bardzo podobną do metody PET jest metoda SPECT. Różnica polega generalnie na tym, że zamiast

fotonów z anihilacji dokonuje się bezpośredniej detekcji promieniowania gamma rozpadających się izotopów
podawanego radioramaceutyka. Promieniowanie wytworzone przez rozpadający się izotop rozchodzi się w
różnych kierunkach. Część promieni pada na płaszczyznę γ-kamery, gdzie w kolimatorze następuje ich wstępna
filtracja. Przepuszczane są tylko te kwanty, które mają odpowiedni kierunek (co umożliwia dokładne
określenie, gdzie zaszła jego emisja. Pozostałe kwanty są pochłaniane przez kolimator, aby nie wprowadzać

zakłóceń. Rozdzielczość SPECT jest niestety bardzo mała (około 1cm), jednakże w porównaniu z PET jest
metodą stosunkowo niedrogą.

Cechy

•

Detekcja pojedynczych fotonów promieniowania gamma γ-kamerą (kolimator, kryształ (detektor)
scyntylacyjny, fotopowielacze)

•

Niskie, krótkotrwałe promieniowanie

•

Obrazuje niedokrwienie lub podwyższony metabolizm (przepływ krwi)

•

Często łączona z CT

Optyczna tomografia koherencyjna (ang. Optical coherence tomography - OCT)

Metoda diagnostyczna pozwalająca na uzyskanie wysokiej rozdzielczości podpowierzchniowych

obrazów materiałów przepuszczających światło. Tomografia optyczna w swojej istocie najbardziej przypomina
ultrasonografie (USG). Podobnie jak w tej metodzie, badany obiekt sonduje wiązka – tym razem światła.
Ś

wiatło rozproszone wstecz niesie informacje o położeniu miejsc znajdujących się na drodze wiązki światła

tam, gdzie zmienia się współczynnik załamania. Przesuwając promień w kierunku poprzecznym do kierunku
rozchodzenia się światła, otrzymujemy (znów podobnie jak w USG) kolejna porcje informacji o położeniu
centrów rozpraszających. Złożenie wyników kolejnych pomiarów daje obraz przekroju badanego obiektu.
Obrazy kilku warstw daję w rezultacie strukturę trójwymiarowa. Odmienne od USG są natomiast metody
uzyskiwania informacji o położeniu centrów rozpraszających. W tym celu stosuje się tu układ
interferometryczny ze źródłem światła o częściowej spójności, odznaczającego się bardzo mała spójnością
podłużna przy wysokim stopniu spójności poprzecznej. Wiązka światła emitowana przez źródło dzielona jest
przez podział amplitudy na dwie, z których jedna penetruje obiekt, a druga pada na zwierciadło odniesienia.
Ś

wiatło rozproszone na elementach struktury obiektu jest doprowadzane do interferencji z wiązką odniesienia.

Przed wyjściem z interferometru fale rozproszone w obiekcie dodają się z fala referencyjna. Na końcu kamera
CCD rejestruje widmo sumarycznego natężenia światła wychodzącego z interferometru i wynik przedstawiany
jest w komputerze.

Zasada działania
1. Dioda SLD (Superluminescent diode) wysyła światło, które dociera do rozdzielacza wiązki (B) (ang.
Beamsplitter)
2. Podział wiązki na dwie, z których jedna penetruje obiekt (LO), a druga pada na zwierciadło odniesienia (M)
3. Światło rozproszone na elementach struktury obiektu jest doprowadzane do interferencji z wiązką
odniesienia
4. Powstała zinterferowana wiązka kierowana jest na siatkę dyfrakcyjną (DG), która wraz z soczewką (E)
tworzy widmo rejestrowane przez kamerę CCD

Cechy

•

Przypomina USG – z tym, że pacjenta sonduje się wiązką światła (interferometr)

•

Ś

wiatło rozproszone wstecz mówi o położeniu miejsc znajdujących się na drodze wiązki światła tam,

gdzie zmienia się współczynnik załamania

•

Badania oka

•

Dermatologia,

•

Stomatologia

•

Nieinwazyjna

Impedancyjna tomografia komputerowa (ang. Electrical Impedance Tomography - EIT)

Impedancyjna tomografia komputerowa stosunkowo nowa i szybko rozwijająca się technika

obrazowania, w której wykorzystuje się właściwości elektryczne materiałów, w tym również tkanek
biologicznych. W metodzie tej badany obiekt pobudzany jest ze źródła prądowego lub napięciowego a
następnie obserwuje się powstały na jego brzegu rozkład napięć. Zebrane informacje przetwarzane są za
pomocą algorytmu, który konstruuje obraz badanego obiektu.

Cechy:

•

Nieinwazyjne i nieniszczące badanie danego obiektu

•

Możliwość obrazowania małych zmian konduktywności

•

Niskie koszty urządzenia pomiarowego i jego eksploatacji

•

Możliwość przenoszenia aparatury

•

Zastosowanie m.in. w mammografii

http://www.rymarczyk.com/index.php?content=101

by bienieck