Parametri TC Parametri di scansione Parametri di ricostruzione

Name: Parametri TC Parametri di scansione Parametri di ricostruzione
Uploaded: 2017-07-04T05:32:15+00:00
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Channel: Vicenzo Cavalli
Description: Parametri TC Parametri di scansione Parametri di ricostruzione

Parametri TC Parametri di scansione Parametri di ricostruzione
Parametri di esposizione Parametri geometrici Parametri di ricostruzione Parametri di visualizzazione

Parametri di scansione
Parametri TC Parametri di scansione durata dell’indagine qualità dell’immagine dose assorbita

Parametri di scansione
Parametri TC Parametri di scansione Parametri di esposizione (emissione dei fotoni) Chilovolt (kV) Milliampere (mA) Tempo di scansione

Parametri di esposizione
Chilovolt (kV) Possibilità di variare due o più valori compresi tra 80 e 140 kV Philips Tomoscan SR 7000 100 – Miglioramento della qualità dell’immagine TC quantitativa

Chilovolt(kV) Miglioramento della qualità dell’immagine Aumentando i kV incremento l’energia dei fotoni ed il loro potere penetrante. Più fotoni attraversano il Pz e quindi più fotoni raggiungono i detettori. Con più dati ho una maggiore statistica di lettura ed un minor rumore di fondo Con kV alti e mA bassi ho un minor riscaldamento del tubo, una minor dose al Pz, ma minor contrasto nell’immagine

Riduco i Chilovolt(kV) 120 Kv 250 mA S s 100 Kv 250 mA S s

Chilovolt (kV) TC quantitativa DENSITOMETRIA OSSEA A singola energia A doppia energia con tessuto adiposo senza tessuto adiposo meno precisa meno dose più precisa più dose

Milliampere (mA) Ampia flessibilità di scelta Philips Tomoscan SR 7000 50 – 75 – 100 – 125 – 150 – 175 – 200 – 225 – 250 – 300 –

Milliampere (mA) mA numero fotoni emessi dal tubo numero fotoni rilevato dai detettori rumorosità dell’immagine dose Possibile comparsa di artefatti

Riduco i mA incremento il rumore 120 Kv 250 mA S s 120 Kv 50 mA S s

Milliampere (mA) La variazione dei mA, in rapporto alla qualità dell’immagine ed alla dose erogata al paziente risulta correlata al tempo di scansione (mAs) ed è diversa da TC a TC

CHE COS’E’ IL RUMORE? E’ un’alterazione presente nell’immagine ed è apprezzabile come granulosità soprattutto a bassa dose Documentabile come disomogeneità dell’acqua distillata che genera fluttuazioni statistiche del valore di densità nei singoli pixel dell’immagine attorno al valore medio

Riduco tutti i parametri di esposizione 120 Kv 250 mA S s 100 Kv 50 mA S s

Il rumore dato sperimentale su fantoccio
120 Kv 250 mA S.10 2.0s 120 Kv 250 mA S.1.0 2.0s 100 Kv 50 mA S.1.0 0.6 s

Riduco Kw e mA nel rachide lombare 140 Kv 300 mA S s 120 Kv 150 mA S s

Parziale assorbimento del fascio fotonico durante l’attraversamento del paziente A basse dosi di esposizione, pochi e deboli impulsi arrivano ai detettori Immagine granulosa (rumorosa)

Il rumore può essere valutato mediante la “ROI” o regione d’interesse di cui è in grado di fornire il valore medio della densità e la deviazione standard, espressione del rumore in caso oggetto omogeneo

La variazione di dose influenza la rumorosità dell’immagine, ma non il valore medio della densità della regione d’interesse

Per migliorare la qualità dell’immagine e di conseguenza la RISOLUZIONE DI CONTRASTO devo aumentare la dose Problemi dosimetrici

La risoluzione di contrasto e la risoluzione spaziale sono influenzate in modo evidente dalle diverse condizioni di contrasto intrinseco

Strutture ad alto contrasto ossa, polmoni, seni mascellari, rocche petrose, cavità timpanica, cellule mastoidee Strutture a basso contrasto strutture molli, encefalo, dischi intervertebrali parenchini addominali (mezzi di contrasto) Strutture a medio contrasto orbite, tessuti molli-parenchimi-grasso

Riduco i mA nel Torace 120 Kv 250 mA S s Pitch 1 120 Kv 50 mA S s Pitch 1

Riduco i mA nel Cranio 120 Kv 250 mA S s 120 Kv 50 mA S s

Riduco i mA nello studio per osso del rachide cervicale 120 Kv 150 mA S s 120 Kv 50 mA S s

Riduco i mA nello studio per osso del Ginocchio 120 Kv 125 mA S s 120 Kv 75 mA S s

TEMPO DI SCANSIONE Tempo impiegato dal tubo radiogeno o dal sistema tubo radiogeno-detettori a compiere una rotazione di 360° attorno al paziente Tomoscan ,6 - 1 – 2 – 4 secondi

TEMPO DI SCANSIONE tempo di scansione artefatti da movimento durata dell’indagine fotoni emessi dal tubo radiogeno fotoni rilevati dai detettori rumorosità dell’immagine Aumento i mA in modo che mA x t (mAs) = k

RIDUCO IL TEMPO DI SCANSIONE 120 Kv 250 mA S s 120 Kv 250 mA S s

AUMENTO IL TEMPO DI SCANSIONE NELLO STUDIO DEL RACHIDE LOMBARE 140 Kv 300 mA S s 140 Kv 300 mA S s

TEMPO DI SCANSIONE Bisogna trovare un compromesso tra qualità dell’immagine ed effetti dannosi per ottenarla tempo di scansione mA dose paziente sollecitazione termina

TEMPO DI SCANSIONE Si usano tempi brevi per le strutture che risentono degli atti respiratori, quindi per ridurre le apnee e nelle indagini dinamiche Tempi più lunghi sono preferiti nello studio delle strutture che non risentono degli atti respiratori e elle pulsazioni cardiache

RIDUCO IL TEMPO DI SCANSIONE NELLO STUDIO AD ALTA RISOLUZIONE DEL POLMONE 120 Kv 175 mA S s 120 Kv 175 mA S s

TEMPO DI SCANSIONE L’utilizzo di diversi tempi di scansione dipende dalle apparecchiature TC Utile variare i tempi di scansione per ottenere immagini adeguate in base al soma del paziente

TEMPO DI SCANSIONE 360° 400° 220° HALFSCAN FULLSCAN OVERSCAN

TEMPO DI SCANSIONE Apparecchi ad emissione dei raggi continua mA x s = mAs Apparecchi ad emissione dei raggi pulsata con possibilità di variare da parte del tecnico il numero delle pulsazioni e la durata di ogni singola pulsazione n° puls. x durata puls. in sec. X mA = mAs

Parametri TC Parametri di scansione Parametri geometrici
Campo di scansione Spessore dello strato Incremento degli strati Pitch factor Inclinazione dello strato

Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Diametro della superficie circolare acquisita durante la scansione presa in considerazione dall’algoritmo di ricostruzione

CAMPO DI SCANSIONE (SFOV)
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV)

Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Deve essere il più piccolo possibile in grado di contenere tutta la struttura anatomica indagata Non influenza la risoluzione spaziale Determina l’accuratezza dei numeri TC

Valori alterati calcolati dall’algoritmi di ricostruzione
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Campo di scansione troppo grande = circondato d’aria a bassa densità = imprecisione densitometrica (n°TC) Campo di scansione troppo piccolo = artefatto bordo = viene attribuita all’interno il valore densitometrico dei tessuti esterni Valori alterati calcolati dall’algoritmi di ricostruzione

Fare riferimento al centratore luminoso
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Con lo stesso meccanismo tali artefatti si possono verificare anche con un alterato posizionamento del paziente sul lettino (troppo a destra, a sinistra, in alto o in basso) Fare riferimento al centratore luminoso

Braccia al di sopra della testa
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) TC toraco-addominale Braccia al di sopra della testa Braccia sull’addome piuttosto che sui fianchi (artefatti esistenti, ma ridotti)

Metodi per variare il SFOV nella TC di terza generazione
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Metodi per variare il SFOV nella TC di terza generazione Variazione del numero dei detettori utilizzati ( di riferimento, ignorati, disponibili con > densità) Variazione della distanza tubo radiogeno-paziente e paziente-detettori

Metodi per variare il SFOV nella TC di terza generazione
Parametri geometrici CAMPO DI SCANSIONE (SFOV) Metodi per variare il SFOV nella TC di terza generazione

Parametri geometrici SPESSORE DELLO STRATO La scelta dello spessore dello strato va fatta in base all’estensione della struttura da studiare 10 – 8 mm torace, addome, encefalo 3 – 5 mm encefalo, pancreas, surreni, dischi intervertebrali 1,5 – 1 mm menischi, ipofisi

Riduco l’effetto volume parziale=miglioro il dettaglio anatomico
Parametri geometrici SPESSORE DELLO STRATO Influenza la qualità dell’immagine e la dose al paziente spessore del 50% rumore del 40% dose del 50% rumore del 40% Più riduco lo spessore meno fotoni statisticamente giungono ai detettori Riduco l’effetto volume parziale=miglioro il dettaglio anatomico

Parametri geometrici SPESSORE DELLO STRATO Rumore 1,5 mm 3 mm 5 mm mAS

RIDUCO LO SPESSORE DELLO STRATO
Parametri geometrici RIDUCO LO SPESSORE DELLO STRATO 120 Kv 250 mA S s 120 Kv 250 mA S s

RIDUCO LO SPESSORE DELLO STRATO NELLO STUDIO DEL
Parametri geometrici RIDUCO LO SPESSORE DELLO STRATO NELLO STUDIO DEL RACHIDE LOMBARE 140 Kv 300 mA S s 140 Kv 300 mA S s

INCREMENTO DEGLI STRATI
Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Spostamento del lettino portapazienti tra due scansioni successive Distanza tra il centro di uno strato ed il centro dello strato successivo Scelto a piacere dall’operatore Di solito mantenuto pari allo spessore

INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento pari allo spessore
Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento pari allo spessore spessore incremento

INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento pari allo spessore
Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento pari allo spessore

INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento maggiore dello spessore
Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento maggiore dello spessore spessore gap spessore

INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento inferiore allo spessore
Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento inferiore allo spessore

Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento inferiore allo spessore spessore incremento

Parametri geometrici INCREMENTO DEGLI STRATI Incremento inferiore allo spessore

Esclusivo della TC spirale o volumetrica
Parametri geometrici PITCH FACTOR Esclusivo della TC spirale o volumetrica Spostamento del tavolo (velocità mm/sec) X periodo di rotazione del tubo Spessore dello strato acquisito (mm) 1 sec

TC CONVENZIONALE TC SPIRALE
Parametri geometrici PITCH FACTOR TC CONVENZIONALE TC SPIRALE

Parametri geometrici Pitch = 1 = es. 10 mm sec/10 mm
PITCH FACTOR Pitch = 1 = es. 10 mm sec/10 mm Pitch = 1.5 = es. 15 mm sec/10 mm Pitch = 2 = es. 20 mm sec/10 mm Pitch = 0.5 = es. 5 mm sec/10 mm

Rapporto tra avanzamento del lettino e spessore di strato
Parametri geometrici PITCH FACTOR Rapporto tra avanzamento del lettino e spessore di strato Av 10 mm SS 10 mm Pitch = 1 Av 15 mm SS 10 mm Pitch = 1,5 Av 20 mm SS 10 mm Pitch = 2

Parametri geometrici PITCH FACTOR Aumentando il pitch allungo la spirale, copro maggior spazio in senso longitudinale, ma riduco i dati forniti ai detettori (in pz. poco collaboranti, quando non necessita elevata risoluzione di contrasto

STUDIO DELL’ ADDOME SENZA MDC VARIANDO Kv E
Parametri geometrici STUDIO DELL’ ADDOME SENZA MDC VARIANDO Kv E PITCH FACTOR 100 Kv 250 mA S s Pitch 1 120 Kv 250 mA S s Pitch 2

Parametri geometrici PITCH FACTOR Diminuendo il pitch al di sotto di 1 ottengo una ridondanza di dati ai detettori, riduco lo spazio coperto in senso longitudunale (utile nel post processing MPR, 3D, MIP ecc.)

INCLINAZIONE DELLO STRATO
Parametri geometrici INCLINAZIONE DELLO STRATO Possibilità di inclinare il gantry lungo l’asse longitudinale fino a 20-30° per acquisire scansioni secondo l’asse di determinate strutture o per evitare gli artefatti causati da strutture ad alta densità (scanogramma in LL)

INCLINAZIONE DELLO STRATO
Parametri geometrici INCLINAZIONE DELLO STRATO Tendenza alla sovrapposizione di strati contigui (6% a 20°, 13% a 30°) Incremento dello spessore attraversato dal fascio fotonico con maggiore attenuazione e maggiore rumorosità dell’immagine

Parametri di ricostruzione
MATRICE CAMPO DI RICOSTRUZIONE FILTRO DI RICOSTRUZIONE

Possono essere variati anche al temine dell’acquisizione, ma necessitano dei “dati grezzi” o “raw data” in quanto vengono elaborati dall’algoritmo di ricostruzione Le ricostruzioni retrospettive devo essere eseguite prima della cancellazione dei dati grezzi

MATRICE È formata dall’insieme dei pixel che costituiscono l’immagine ordinati per righe e colonne 256 X 265 320 X 320 512 X 512 1024 X 1024

VOXEL & PIXEL 32 HU

Ricostruzione dell’immagine
L’oggetto della scansione è suddiviso in un numero finito di piccoli elementi (es. 512 X 512) di cui è possibile misurare la densità

VOXEL E’ un elemento 3D che compone l’oggetto in esame; le sue dimensioni dipendono dal prodotto tra Pixel e spessore di strato Altezza e larghezza sono costanti, mentre la profondità dipende dallo spessore di strato L’informazione relativa al voxel è elaborata per generare un numero CT cui corrisponde un pixel

MATRICE Il numero dei pixel è dato dal prodotto del numero delle colonne per le righe e tanto è maggiore, tanto è migliore la definizione spaziale dell’immagine anche se necessita di una maggiore capacità di memoria dell’elaboratore e di più lunghi tempi di ricostruzione

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Dimensioni dell’area considerata dall’algoritmo di ricostruzione Determina insieme alla matrice la dimensione dei pixel 7 X 7 7 X 7

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Campo di ricostruzione = dimensione dell’area ricostruita Campo di scansione = area acquisita durante la scansione Contiene tutta la struttura anatomica del paziente

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV)

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Se riduco il campo di ricostruzione incremento la risoluzione spaziale dell’immagine, ma riduco la panoramicità

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Nella TC Tomoscan 7000 Philips il campo di ricostruzione risulta selezionabile come FOV in mm di diametro e come “target factor” o (recostructive) zoom CAMPO DI SCANSIONE CAMPO DI RICOSTRUZIONE

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Non confondere l’ingrandimento che si ottiene variando il FOV con l’ingrandimento elettronico dell’immagine (MAG)

CAMPO DI RICOSTRUZIONE (FOV) Nell’ingrandimento elettronico (MAG) l’informazione contenuta in un pixel viene riversata nei pixel adiacenti con elaborazioni per ridurre l’effetto quadrettatura NON NECESSITA DEI DATI GREZZI ED E’ IMMEDIATA

FILTRO DI RICOSTRUZIONE Utilizzando direttamente i dati grezzi provenienti dalla lettura della scansione da parte dei detettori si ha una sfumatura delle interfacce con ridotta risoluzione spaziale Tale difetto viene corretto da particolari filtri di ricostruzione

FILTRO DI RICOSTRUZIONE La funzione ricavata dalla risposta dei detettori viene scomposta dall’analisi di Fourier in una serie di funzioni sinusoidali X fattore di correzione Analisi di Fourier filtro

FILTRO DI RICOSTRUZIONE Diversi tipi di filtri chiamati in modi diversi nei vari modelli TC: E1,E2,E3… – S1, S2, S3… – 1,2,3… – 1H, 2H, 3H… che amplificano in maniera diversa le varie sinusoidi in cui viene scomposta la funzione di segnale primaria

FILTRO DI RICOSTRUZIONE I filtri che amplificano le funzioni sinusoidali ad alta frequenza aumentano la risoluzione spaziale ed il rumore I filtri che amplificano le funzioni sinusoidali a bassa frequenza riducono il rumore e migliorano la risoluzione di contrasto

FILTRO DI RICOSTRUZIONE Nella scelta del filtro bisogna valutare le caratteristiche dell’apparato da studiare con un compromesso tra: risoluzione spaziale risoluzione di contrasto rumore di fondo

FILTRO DI RICOSTRUZIONE Nelle apparecchiature moderne esiste un’ampia gamma di filtri che vengono indicati in modo diverso (Tomoscan SR 7000 = H-1H-2H-3H-4H) Spesso la differenza tra l’uno e l’altro è sottile e l’utilizzo di un filtro piuttosto che un altro è operatore dipendente

Parametri di visualizzazione
Si utilizzano per modificare il contrasto e la percezione dell’immagine che compare sul monitor In un’immagine in bianco e nero si possono percepire in media variazioni di contrasto di circa il 20% distinguendo fino ad un massimo di 40 livelli di grigio o compreso tra 16 e 20

Fotoni attenuati Coefficiente di attenuazione lineare Voxel Pixel Numero TC

VOXEL & PIXEL 32 HU

Elemento grafico, bidimensionale.
PIXEL Elemento grafico, bidimensionale. Ogni pixel rappresenta un singolo valore derivato dalla media di tutte le densità del tessuto nel corrispondente VOXEL L’informazione numerica di ogni PIXEL è chiamata Unità Hounsfield o numero CT Le dimensioni del PIXEL dipendono dalla grandezza del campo di vista (Field of View)

NUMERI TC Sono espressi in Unità Hounsfield e correlati al coefficiente di attenuazione lineare μ dell’acqua (μ tessuto – μ acqua) Numero TC = Kx μ acqua costante K uguale a 1000

SCALA HOUNSFIELD ACQUA = 0 ARIA = -1000 1 U. H. = variazione μ acqua dello 0.1% n° TC positivi Acqua n° TC negativi Densità maggiore I numeri TC sono direttamente correlati alla densità dei tessuti attraversati Densità minore

SCALA HOUNSFIELD I numeri TC sono strettamente correlati alla densità dei tessuti attraversatì Acqua Aria Tessuto adiposo Parenchimi Osso compatto Rocca petrosa osso temporale 0 H.U. -1000 H.U. Tra –110 e –70 H.U. Tra +20 e +70 H.U. Tra +250 e H.U. < H.U.

Nella TC i valori di densità sono distribuiti in oltre 4000 valori numerici e quindi di livelli di grigi. Per poter valutare tale scala, percepire e soprattutto diagnosticare le immagini con le diverse tonalità di grigi ci si avvale dell’ampiezza e del livello della finestra

AMPIEZZA DELLA FINESTRA WW (window width) Definisce quanti numeri TC vengono convertiti in livelli di grigio WW = 400 Occhio umano livelli di grigi 400/40 = 10 U.H. È possibile distinguere aree che differiscono di almeno 10 U.H.

AMPIEZZA DELLA FINESTRA WW (window width) Definisce quanti numeri TC vengono convertiti in livelli di grigio WW = 80 Occhio umano livelli di grigi 80/40 = 2 U.H. È possibile distinguere aree che differiscono di almeno 2 U.H.

AMPIEZZA DELLA FINESTRA WW (window width) Definisce quanti numeri vengono convertiti in livelli di grigio, ma non quali. Per definire quali numeri convertire in livelli di grigio bisogna agire sul LIVELLO DELLA FINESTRA

LIVELLO DELLA FINESTRA WL (window level) Definisce il numero che si trova al centro dell’intervallo numerico visualizzato WW = 100 WL = 0 Vengono convertiti in scala di grigio i numeri TC compresi tra –50 e +50 WL = +200 Convertiti n° tra +150 e +250

LIVELLO DELLA FINESTRA WL (window level) Il n° TC corrispondente al livello viene visualizzato come un grigio intermedio I numeri più alti sono tendenti al bianco quelli più bassi sono tendenti al nero Tutti i numeri superiori a n° livello + ½ finestra saranno bianchi quelli inferiori a n° livello – ½ finestra saranno neri

1000 900 800 700 600 500 400 300 200 100 -100 -200 -300 -400 -500 -600 -700 -800 -900 -1000 1000 900 800 700 600 500 400 300 200 100 -100 -200 -300 -400 -500 -600 -700 -800 -900 -1000 270 L 20 W 500 L -600 W 1800 -230 -1500

Rappresentazione grafica, finestre, livelli

LIVELLO DELLA FINESTRA WL (window level) L = +200 W = 100 Bianchi Neri > +250 < +150

Encefalo +5 U.H. (liquor)/+80 U.H. (calcificazioni) Addome –100 U.H. (grasso)/+60 U.H. (fegato) Parench. polmonare –1000 U.H. (aria)/+50 (sangue) L 40 – W 100 L 40 – W400 L –500 – W 1500 / L 40 – W400

WL -700 / WW 2000

WL 20 / WW 500

Per discriminare tessuti con differenze di densità di pochi n° TC devo utilizzare finestre molto strette Diventa più evidente la presenza di rumore di fondo

Rappresentazione grafica, finestre, livelli
Finestra ampia Finestra stretta Livello alto Livello basso

Density mask o level detect Funzione che evidenzia su monitor i pixel compresi in un intervallo stabilito Soppressione del bianco Inversione della scala dei grigi Presenza di tasti con W ed L memorizzati Trackball o dials per variare W ed L manualmente

Parametri TC Parametri di scansione Parametri di ricostruzione

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