Qualita dell immagine

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Antonia Rosa Piccinini
7 anni fa
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1 Qualita dell immagine La qualita dell immagine influenza in modo decisivo la capacita del radiologo di rivelare patologie (altri fattori sono le condizioni di visualizzazione e l esperienza del radiologo) Gli aspetti piu importanti della qualita dell immagine sono: il contrasto il rumore (e quindi il rapporto segnale/rumore) la risoluzione spaziale (sharpness) Infine non va dimenticato che la dose di radiazione impartita al paziente per ottenere l immagine va mantenuta a un livello accettabile (dose diagnostica << dose terapeutica)

2 Contrasto (1) Il contrasto radiografico tra due aree A (segnale) e B (fondo) di una immagine puo essere definito ad es. in base alla differenza di densita ottica: C = DA DB Il contrasto radiografico dipende sia dal contrasto del soggetto sia dal metodo di rivelazione (film schermo, rivelatore digitale, etc.) Il contrasto del soggetto dipende dalla interazione tra radiazione e soggetto, nel caso dei raggi X dipende dal coefficiente di attenuazione lineare μ e dallo spessore x delle regioni A e B Nei sistemi con registrazione elettronica il contrasto puo essere ridotto o aumentato a posteriori

3 Contrasto (2) Trasmissione di fotoni monocromatici di diverse energie in funzione dello spessore di tessuto molle : T = exp[ μx] Contrasto del soggetto Cs: Cs = (I1 I2)/I1 =ΔI/I1 dove I0 rappresenta l energia incidente e I1, I2 rappresentano l energia assorbita per unita di area del fotoricettore: I0 = NE I1,2 = N E ε exp[ μdz] (1+R) con N = numero di fotoni primari per unita di area, ε = efficienza di rivelazione, R = rapporto radiazione secondaria/primaria I0 I0 μ1 t I1 x μ2 I2

4 Contrasto (3) Contrasto del soggetto Cs: Cs = ΔI/I1= {1 exp[ (μ2 μ1)x]}/(1+r) dipende dallo spessore x del dettaglio in esame (ma non dallo spessore t del tessuto) dipende dalla differenza dei coefficienti di attenuazione lineare μ1 e μ2 diminuisce all aumentare della radiazione diffusa (effetto Compton) incidente sul rivelatore: questo inconveniente puo essere ridotto con griglie antidiffusione oppure sfruttando la minore energia dei fotoni X diffusi Il segnale riferito a una certa area di interesse A puo essere definito come ΔI A, e va confrontato con le fluttuazioni del livello di fondo I1 A (riferito alla stessa area)

5 Rumore e rapporto segnale/rumore Le fluttuazioni sono dovute sia al rumore quantistico (fluttuazioni del numero di fotoni convertiti) sia alle proprieta del fotoricettore e del sistema di rivelazione Il rumore quantistico nel caso in esame e dato dalla statistica di Poisson: rumore = E(I1A/E)1/2 = E[NεAexp( μ1t)(1+r)]1/2 Facendo il rapporto tra il segnale: ΔI A = I1CA = CANεEexp( μ1t)(1+r) e il rumore si ottiene il rapporto segnale/rumore: SNR = {1 exp[ (μ2 μ1)x]}[nεaexp( μ1t)/(1+r)]1/2 Fissato un valore minimo di SNR e possibile calcolare il numero N di fotoni incidenti per unita di area necessari per rivelare un dettaglio di spessore x e di area trasversa A

6 Risoluzione spaziale (1) Ogni sistema di imaging ha dei limiti intrinseci di risoluzione che definiscono il piu piccolo dettaglio osservabile Per esempio, nel caso dei sistemi film schermo, varie cause contribuiscono a definire la risoluzione spaziale: la dimensione finita della macchia focale e il valore dell ingrandimento l eventuale movimento del paziente (respirazione, battito cardiaco) durante l esposizione una perdita di definizione nel fotoricettore, causata ad es. dalla diffusione della luce negli schermi/intensificatori di immagine Sono stati sviluppati diversi oggetti di test per misurare i limiti della risoluzione spaziale dei sistemi di imaging

7 Risoluzione spaziale (2) Immagine radiografica di un oggetto di test con una matrice di 3 x 7 gruppi di fenditure con diverse frequenze spaziali Profili di densita ottica delle prime 3 righe per 4 colonne dell oggetto di prova. Il limite di risoluzione (*) corrisponde a una frequenza spaziale di 1.5 cicli/mm

8 Risoluzione spaziale (3) Una misura piu oggettiva della risoluzione spaziale e data dalla MTF (Modulation Transfer Function) che quantifica il rapporto tra il contrasto in uscita e il contrasto in ingresso, in funzione della frequenza spaziale La MTF e il modulo della trasformata di Fourier della LSF (line spread function), v. Del Guerra par. 2.5 La MTF puo essere misurata per esempio facendo una immagine di un oggetto di piombo con una serie di fenditure a una data frequenza spaziale (lp/mm, coppie di linee per mm)

9 Risoluzione spaziale (4) La Detective Quantum Efficiency (DQE) tiene conto del rumore aggiunto dal sistema di imaging considerando il SNR in ingresso e in uscita: SNR2out DQE = SNR2in Paragone tra le DQE(f) di quattro diversi ricettori di immagine: Film schermo di velocita 400 Computed Radiography Radiografia digitale indiretta (CsI + a Si) Radiografia digitale diretta (a Se)

10 Imaging digitale a doppia energia Rivelatore a microstrip di silicio Maggiore efficienza di riv. Rispetto a film schermo Serve scansione per costruire immagini 2D Conteggio singolo fotone Immagine digitale Flessibilita nell analisi dell immagine Facilita nel trasferimento dei dati Tecniche a doppia energia Miglioramento del contrasto Aumenta la visibilita dei dettagli (SNR) Diminuisce la dose al paziente Basate su diversa dipendenza dall energia di μ in materiali diversi Diminuisce la concentrazione del mezzo di contrasto

11 Esempio: mammografia a doppia energia E kev: Segnale dal tessuto canceroso deteriorato dal contrasto tra tessuto fibroso e adiposo E kev Tessuto canceroso non visibile, l immagine fornisce la mappa dei tessuti fibrosi e adiposi

12 Altro esempio: angiografia al K edge dello iodio Iodio iniettato nei vasi del paziente funge da mezzo di contrasto radio opaco Forte variazione del μ all energia del K edge ( 33 kev) Sottrazione di immagine (2 immagini prese sotto e sopra l energia del K edge)

13 Perche fasci monocromatici? 110k V RX Spe ctrum of W Anode 4000 Counts/channel 3500 Tube filtration (3.7 mm Al eq) W: K α 59.3 kev K β 67.2 kev mm Al mm Al mm Al Ene rgy (k e V)

14 µ = µ pe ( ρ, Z, ne, E ) + µcs ( ρ, Z, ne, E ) ρ ne Z 3.4 µ pe 3.1 E µ cs ρ ne f ( E ) 1 Scelta tra contrasto e dose Tessuto Trasmissione di raggi X in tessuti biologici Energie dei fotoni (kev) cm muscolo + 2 cm aria 0.17 % 0.95 % 2.6 % 4.7 % 18 cm muscolo + 2 cm polmone 0.13 % 0.83 % 2.3 % 4.2 % 18 cm muscolo + 2 cm grasso 0.10 % 0.63 % 1.8 % 3.4 % 18 cm muscolo + 2 cm muscolo 0.08 % 0.57 % 1.7 % 3.3 % 18 cm muscolo + 2 cm osso % 0.21 % 1.1 % I = I0 e µx % ContrastoImmagine Dose al paziente

15 0.26 Ee (kev) Ee (energia efficace) per un fascio policromatico e l energia di un ipotetico fascio monocromatico che produrrebbe la stessa attenuazione in un dato materiale. Ee e definita per un materiale di riferimento (ad es. alluminio) di spessore fissato. Si assume che sia costante per altri materiali. Ma le code dello spettro alle alte e basse energie influenzano la dose e il contrasto immagine in modo incontrollato. 110k V RX Spe ctrum of W Anode Counts/channel HVL (mm di Al) Tube filtration (3.7 mm Al eq) mm Al mm Al mm Al Ene rgy (k e V)

16 2 Migliore risoluzione spaziale Lo scattering Compton dovuto ai fotoni di ogni energia dello spettro di raggi X peggiora la risoluzione spaziale.

17 3 Esaltazione delle diverse attenuazioni di tessuti cancerosi Se il coefficiente di attenuazione lineare per una specifica patologia si differenzia da quello dei tessuti circostanti in uno specifico intervallo di energia, un fascio monocromatico e la scelta migliore!

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