TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA

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1 TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA E ' una procedimento radiologico digitalizzato, non invasiva, che fornisce una serie di immagini sezioni assiali o parassiali del corpo di spessore finito consentendo di distinguere i vari organi e tessuti in base alla loro densita'.

2 Con due lavori pubblicati nel , il fisico statunitense Allan M. Cormack, Istituto di Fisica della Tufts University ( Medford), propone una funzione matematica bidimensionale in grado di descrivere l'attenuazione subita dai raggi X, attraversando le diverse regioni di una sottile "fetta" del sistema biologico in esame.. La storia Gli studi teorici di Cormack non trovano applicazione immediata in campo medico probabilmente a causa dell'insufficiente capacità di memoria dei computer dell'epoca. Solo nel 1979 sarà assegnato a Cormak e a Hounsfield il premio Nobel per il loro contributo allo sviluppo della tomografia assistita da computer Regno Unito Godfrey N. H. Hounsfield, della Ditta EMI, brevetta il primo tomografo assiale computerizzato che entra in produzione, con il nome EMI-scanner, a metà degli anni Settanta

3 Tomografia Tecnica che consente di riprodurre uno strato corporeo, per lo più, ma non esclusivamente, assiale, fissando tale piano e cancellando per sfumatura quelli sovra e sottostanti. Computerizzata L acquisizione, la ricostruzione e l elaborazione delle immagini è un processo di elaborazione computerizzato

4 Tomografia radiografia tradizionale = immagine di sommazione, somma di tutte le strutture che il fascio di raggi X incontra tra il piano di ingresso e quello di uscita delle regione corporea radiografata Tomografia = immagine analitica, rappresentativa di strutture presenti in strati selezionati.

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6 Tomografia Immagine sintetica Immagine analitica

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9 Legge di attenuazione I = I 0 e - µed I - fascio di raggi emergente I o - fascio di raggi incidente Io µe d I e - costante (2.718 ) µe - coefficiente di attenuazione lineare d - spessore del materiale attraversato Conoscendo i valori di I ed I o si potrà calcolare il valore di µ che è il parametro di misura della tc.

10 Coefficiente di attenuazione lineare Il coefficiente di attenuazione lineare µ dipende da: - densità - numero atomico z - numero di elettroni per grammo - lunghezza d onda del fascio.

11 Unità Hounsfield Ad ogni voxel, viene attribuito un valore numerico corrispondente alla media dell attenuazione del corrispondente volume di tessuto detto numero TC o unità Hounsfield (HU) HU = K µt-µw T- tessue W- water µw

12 Matrice, pixel e voxel Matrice Voxel Spessore di fetta Pixel Matrice - Superficie quadrettata in cui viene scomposta l immagine Tc Pixel E la più piccola unità della matrice Voxel Dal momento che la sezione ha un determinato spessore ad ogni pixel corrisponde un volume di tessuto

13 Matrice di acquisizione E un parametro tecnico costante La matrice a sua volta è definita dalla sua dimensione,cioè dal numero di righe e di colonne che la compongono: le matrici utilizzate in TC sono 256 x 256, 320 x 320, 512 x 512,1024 x Il numero di pixel è direttamente proporzionale alla risoluzione spaziale. La risoluzione spaziale della Tc è minore della radiografia tradizionale. Utilizzando una matrice grande si allungano i processi di calcolo.

14 Nella scala Hounsfield sono rappresentati i numeri TC relativi ai diversi tessuti; 0 corrisponde alla densita' dell'acqua, a quella dell'aria, a quella dell osso Scala Hounsfield

15 Unità Hounsfield I valori densitometrici descritti nella scala di Hounsfield sono 2001 e tutti potenzialmente traducibili in gradazioni di grigio proporzionalmente diversificate dal nero assoluto al bianco assoluto Se tutti questi valori fossero rappresentati nell immagine, questa risulterebbe povera di contrasto e strutture aventi valori densitometrici anche alquanto diversi non verrebbero risolte dall occhio dell osservatore che ha capacità di distinguere circa 20 gradazioni di grigio UH=1600 UH=-100 UH=0 UH=-1000

16 AMPIEZZA DELLA FINESTRA Questo parametro definisce quanti numeri vengono convertiti in livello di grigio. Scegliendo ad es. una ampiezza della finestra pari a 400 UH,ed assumendo che il potere visivo dell osservatore è in grado di distinguere solo 40 livello di grigio, ad ogni livello corrisponderanno 10 UH, ( pari al rapporto 400/40). In questo modo è possibile distinguere nell immagine aree che differiscono di almeno 10 UH, in quanto vengono rappresentate con livelli di grigio distinguibili. Restringendo l ampiezza della finestra, portandola per es. a 80 UH, ad ogni livello di grigio corrisponderà un intervallo di numeri TC pari a 2 UH. (pari al rapporto 80/40). In questo caso diventano distinguibili aree che differiscono solamente di 2 HU.

17 La FINESTRA di osservazione dell immagine Serve - le strutture a definire con il valore densitometrico superiore al quale a quello si prescelto come limite superiore vuole corrisponda sul monitor della finestra saranno bianche il grigio medio centro della finestra - le strutture ed a con definire valore densitometrico l intervallo inferiore di valori a quello densitometrici prescelto come limite al di sopra inferiore ed della finestra saranno nere al di sotto del valore centrale che - le si strutture vuole rappresentare aventi valori densitometrici con le gradazioni intermedi grigio verranno disponibili rappresentate ampiezza con gradazioni della di finestra grigio.

18 Imprecisioni dei numeri Tc Fenomeno dell indurimento del fascio Effetto volume parziale Rumore Variazioni del kilovoltaggio Radiazioni diffuse artefatti

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20 Effetto volume parziale Tale imprecisione è dovuta alla presenza all interno del voxel di una struttura a densità differente che contribuisce alla determinazione della densità media dell intero voxel. Per questo motivo un margine netto tra due strutture risulta meno definito. Tale effetto risulta meno evidente quando vengono ridotte le dimensioni del voxel per riduzione della sezione o attraverso l impiego di matrici più grandi e campo di ricostruzione ristretto

21 Risoluzione di contrasto Capacità di un sistema di dimostrare differenze di densità anche di scarso rilievo fra i vari tessuti dello strato in esame.

22 Risoluzione spaziale Minima distanza tra due punti presi in esame che il sistema TC è in grado di distinguere Definito anche come la capacità di un determinato sistema di riprodurre il dettaglio nell immagine. Fattore esercitante influenza determinante nella valutazione della qualità dell immagine. E influenzata dalla localizzazione dell oggetto rispetto al voxel e cioè dall effetto di volume parziale. La risoluzione spaziale Tc è inferiore a quella della radiologia tradizionale

23 Rumore Viene causato ed influenzato da diverse grandezze e processi dei quali il più importante è il rumore quantico Il rumore quantico viene determinato da dose emessa dal tubo filtrazione impiegata spessore di stato prescelto assorbimento della radiazione nell oggetto dall assorbimento del detettore.

24 Rumore Il rumore computazionale E causato dalle approssimazioni insite nei metodi di ricostruzione dell immagine

25 Rumore In Tc il rumore è notevolmente inferiore rispetto alla radiologia tradizionale, per l eliminazione del rumore dovuto alle radiazioni diffuse e per il cosiddetto rumore strutturale dato dall effetto di sommazione delle immagini dato da strutture sovrapposte. Dose e rumore sono inversamente proporzionali secondo la relazione : rumore ~ 1 dose

26 Rumore Il rumore è inversamente proporzionale allo spessore della sezione e direttamente proporzionale all attenuazione del fascio da parte dell oggetto esaminato

27 Maggiore è lo spessore minore è il rumore Ad un numero di MaS maggiore corrisponde minor rumore

28 Tomografia Computerizzata: fasi Il tubo radiogeno, ruota attorno al paziente emettendo un fascio di raggi collimato. La commutazione in segnale video, permette di visualizzare l immagine sul monitor. I raggi che hanno attraversato il corpo del paziente e vi sono stati più o meno attenuati, vanno ad incidere su dei sensori elettronici che registrano l intensità della radiazione in uscita. Conoscendo i valori di assorbimento lungo tutta la circonferenza, è possibile ricostruire la mappa delle densità all interno della superficie attraversata dai raggi

29 Tomografia Computerizzata:configurazione e componenti Unità di scansione Raccolta Dati misura Elettronica dell unità Sistema di elaborazione Sistema radiografico detettore Console Di comando Elaboratore di comando Valutazione e Documentaz. immagine Tubo radiogeno Generatore radiologico Elaboratore di immagini Lettino portapaziente

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31 Tomografia Computerizzata: l unità di scansione è costituita da: Tavolo portapaziente Gantry tubo radiogeno Collimatore detettore Sistema elettronico di raccolta dei valori di misura

32 Lettino portapaziente Consente spostamenti motorizzati, controllati dal computer, sia per garantire la migliore centratura che per permettere l esecuzione di esami che richiedano una successione automatica di movimenti longitudinali del paziente. Limite: peso del pz.!!!!

33 Gantry Esso è dotato di un ampio foro di entrata, fino a 70 cm di diametro, è inclinabile fino a 30 e presenta una facile accessibilità da entrambi i lati. Un indicatore luminoso tridimensionale all apertura del Gantry facilita l esatto posizionamento del paziente.

34 Tubo radiogeno E il generatore di raggi X All interno sono fissati un anodo e alcuni filamenti metallici, che riscaldati da corrente elettrica, producono un fascio di elettroni. Gli elettroni vengono accelerati da una differenza di potenziale di qualche decina di KV La maggior parte dell energia cinetica assunta dagli elettroni si trasforma così in calore, ma una piccola parte (meno dell 1%) appare in forma di raggi X. Negli esami TC il tubo è sottoposto ad un elevato stress operativo per cui il disco anodico deve essere in grado di assorbire grandi quantità di energia e dissipare il calore in breve tempo.

35 Sistema detettore o rilevatore Misura l intensità del fascio emergente e converte il segnale dei fotoni X, non visibili, in una immagine visibile. Oggi in Tc vengono principalmente utlizzati 2 tipi: quello a stato solido/ceramico e quello a camera di ionizzazione allo Xenon. Varia a seconda della generazione di tc, nel sistema con fascio a ventaglio, i detettori devono essere sottili ed assemblati in modo compatto. Per determinare un ottima qualità dell immagine, il sistema detettore deve essere supportato da una elettronica di misura con un elevato RANGE DINAMICO

36 Sistema detettore o rilevatore RANGE DINAMICO Più alto segnale elaborato Più piccolo segnale rilevabile Criteri di giudizio di un sistema sono il buon assorbimento delle radiazioni X incidenti (registrando in modo accurato fotoni di diversa intensità) e l alto grado di efficienza della commutazione in segnale elettrico dell energia radiante assorbita. Un basso range dinamico determina la comparsa di artefatti.

37 Sistema detettore o rilevatore Caratteristiche principali: Elevata quantità di canali di acquisizione (quanto più è elevato il numero di detettori che costituiscono la corona, tanto più elevata è la risoluzione spaziale del sistema). Elevata velocità nell acquisizione delle informazioni Efficienza tale da consentire l uso di una dose minimale di raggi per l ottenimento di immagini di ottima qualità

38 Sistema detettore o rilevatore Sensibili Lenti ad acquisire Minore efficienza Maggiore velocità

39 Sistema detettore allo stato solido Detettori allo stato solido: sono costituiti da cristalli fotoscintillatori di vario tipo accoppiati a fotomoltiplicatori. Il processo di detezione è basato su una conversione di energia a due passi successivi: Il quanto di radiazione X incidente viene assorbito dal cristallo e libera un numero di quanti a bassa energia. Tali quanti, direttamente proporzionali al fotone incidente, urtano direttamente o dopo essere stati riflessi sulle pareti laterali,dando origine ad un segnale elettrico

40 Sistema detettore allo stato solido Raggi X Fotoni luminosi 1 cm Fotodiodo Segnale di voltaggio

41 Sistema detettore allo stato solido Vantaggi : Elevato rendimento luminoso Possibilità di funzionare anche a temperatura ambiente Grande sensibilità ( o efficienza di cattura fotonica. Essi infatti assorbono quasi il 100% dei fotoni incidenti )

42 Sistema detettore allo stato gassoso Sono camere contenenti Xenon alla pressione di 20 Atm, nelle quali viene stabilita una forte differenza di potenziale, se un fotone con sufficiente energia urta contro un atomo di Xenon, esso cede un elettrone e si ionizza. Elettrone e ione Xe vengono quindi accelerati lungo linee di campo elettrico in direzioni opposte e raccolti sulle piastre. Le cariche accelerate contro gli elettrodi generano un segnale di corrente proporzionale all intensità dei fotoni incidenti.

43 Sistema detettore allo stato gassoso Raggi X anodo catodo Camera di ionizzazione Xe e - + Xe Xe e - + Xe Xe e - + Xe Xe e - + Xe 10 cm. Segnale elettrico

44 Sistema detettore a gas Camere di ionizzazione allo Xenon. Vantaggi : uniformità e linearità della risposta Stabilità nel tempo Piccole dimensioni Minor costo Svantaggi : Efficienza di cattura fotonica relativamente bassa (60-93%)

45 Collimatore I raggi X emergendo dal tubo radiogeno tendono a divergere. Allo scopo di ridurre le radiazioni diffuse, aumentando così la risoluzione di contrasto, il fascio radiante è finemente collimato in direzione assiale sia alla sorgente che a livello dei detettori. Collimatore: è uno strumento ottico in grado di allineare i raggi di un fascio nella stessa direzione

46 Collimazione della radiazione diffusa La radiazione diffusa peggiora la qualità dell immagine perché determina una falsificazione dei numeri Tc durante la ricostruzione Tomografo con fascio a ventaglio: La parte utile di radiazioni X incide secondo una direzione fissa sui singoli rivelatori collimatore a sottili lamelle parallele all asse e focalizzate sulla macchia focale del tubo. TC ad anello di detettori: La radiazione incide sui singoli elementi rilevatori variando costantemente di direzione sistema a lamelle mobili con autocentratura automatica al mutare dell incidenza rispetto ai singoli rilevatori(costi elevatissimi).si ricorre quindi a barrette cilindriche ed allontanamento del detettore dell oggetto in esame (tecnica di Groedel.)

47 Sistema di acquisizione dati L insieme dei componenti elettronici che raccoglie i segnali dai detettori viene denominato sistema di acquisizione dati (DAS). I valori numerici che ad ogni scansione il DAS trasferisce al computer per l elaborazione rappresentano i dati grezzi.

48 Console di comando Console di comando vengono introdotti tutti i parametri importanti per una scansione e i dati relativi al paziente viene comandata la stessa scansione viene riprodotta sul monitor televisivo l immagine. Permette,insomma di dialogare con tutti i componenti del sistema, oltre che comandare la stampa dell iconografia.

49 Sistema elaboratore esigenze Controllo del sistema Comandi lettino Protocolli di scansione Ricostruzione dell immagine dai dati di misura in tempi rapidi Coordina acquisizione dei dati e la ricostruzione delle immagini Controlla le unità periferiche di memorizzazione dei dati di immagine e dei dati grezzi(nastro magnetico, disco magnetico)

50 Immagazzinamento dei dati grezzi Forma compressa. Forma non compressa. Dati di utilizzo a breve durata con accesso ripetuto Archiviazione a lungo termine: disco ottico, disco magneto-ottico.

51 Archiviazione NASTRI MAGNETICI IN BOBINA: sono di basso costo e i dati vengono trasferiti dal disco rigido al nastro e viceversa a buona velocità. Svantaggio: memoria piccola. FLOPPY DISK: sono utilizzati per urgenze, casi clinici particolari, per trasferimento di immagini ad altra consolle. Svantaggio: poco utilizzati per scarsa memoria. DISCHI OTTICI WORM: grande capacità di memoria, breve tempo di accesso. PACS: rende possibile l interfacciare le immagini TC con quelle provenienti da altre fonti ( eco, RM, Angiografia e RX tradizionale)

52 Evoluzione delle apparecchiature Abbreviare i tempi di scansione. Migliorare la qualità dell immagine. Sviluppo di software applicativi per l esecuzione di esami funzionali ed incremento delle possibilità di postprocessing.

53 Generazioni TC L evoluzione tecnologica delle apparecchiature TC ha portato ad una loro classificazione in generazioni, ciascuna delle quali è caratterizzata da una diversa geometria del complesso tubo-detettori.

54 Complesso tubo-detettori. Sistema rilevatore + Sorgente di raggi X

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56 I GENERAZIONE Il fascio radiante è costituito da un pennello di raggi x solidale con il rilevatore e si muove perpendicolarmente allo strato in esame (traslazione). Il sistema ruota intorno al paziente e la traslazione viene ripetuta ogni grado fino a 180 gradi. I tempi di scansione erano di 3-5 minuti per strato.

57 II GENERAZIONE Il fascio radiante è costituito da un ventaglio di ampiezza variabile da 3 a 20 gradi che colpisce un sistema di 3-30 rilevatori. L acquisizione avviene mediante successivi movimenti di traslazione e rotazione, con passi angolari di 3-20 gradi, accorciando il tempo per singola scansione a secondi.

58 III GENERAZIONE Il fascio radiogeno è costituito da un ampio ventaglio (35-50 gradi); i detettori sono , disposti ad arco di cerchio, opposti al tubo, con il quale sono solidali. Si elimina quindi il movimento di traslazione. La rotazione è di gradi ed il tempo di scansione può essere ridotto ad 1 sec circa.

59 IV GENERAZIONE Un grande numero di detettori ( ) è disposto lungo una completa corona circolare intorno al paziente. Il fascio a ventaglio ruota mentre i detettori rimangono fissi. Tempi di scansione ridotti. Costo più elevato.

60 Riepilogando.. Generazioni TC fascio rotazione detettori Tempo di scansione 1 Singolo pennello Traslazione e rotazione Singolo contrapposto al tubo Lungo 5-6 min a scansione 2 Pennelli multipli Traslazione e rotazione Catena di rilevatori allineati.(3-30) sec a scansione 3 Ventaglio Rotazione solidale tubodetettori Movimento di rotazione sincrono Tempo di poco superiore al sec 4 ventaglio Soltanto la sorgente radiogena ruota Anello di detettori Stessi tempi della 3

61 L insieme delle misure di attenuazione ottenute una volta completato il moto di traslazione costituisce una VISTA o proiezione dello strato attraversato.

62 Una SCANSIONE è costituita dall insieme di molte Viste e produce un Data Set che sarà successivamente utilizzato per la ricostruzione dell immagine.

63 Nei tomografi di III e IV generazione la rotazione del tubo radiogeno in rapporto ai detettori era garantita CAVI dalla DI presenza ALIMENTAZIONE di cavi di alimentazione che consentivano un unica rotazione alla volta intorno al soggetto in esame Vs e quindi l acquisizione di un unico strato per volta CONTATTI STRISCIANTI La successiva rotazione avveniva in senso invertito sì da riportare alla posizione di partenza i cavi di alimentazione.

64 La Tomografia Computerizzata SPIRALE Il sistema tubo-detettori è collocato insieme al generatore su un anello ruotante all interno del tunnel di scansione e ruota continuamente intorno al paziente grazie ai contatti striscianti. Le immagini vengono acquisite durante l avanzamento del lettino, con una risultante traiettoria elicoidale dei raggi sul paziente e contengono informazioni di un intero volume corporeo(acquisizione volumentrica) Riduzione del tempo di esame

65 La Tomografia Computerizzata SPIRALE Consente l acquisizione volumetrica di una sezione anatomica in esame in pochi secondi, con riduzione della dose e possibilità di ricostruzioni 3D e Multiplanari.

66 PITCH Aumentando il Pitch il tavolo ha uno scorrimento maggiore Diminuendo il Pitch(<1) si ha l Overlapping

67 La Tomografia Computerizzata SPIRALE MULTISTRATO Un apparecchiatura TC Multislice, si basa sullo stesso principio della TC spirale, solo che ad ogni giro del sistema tubo detettori, vengono acquisite più fette contemporaneamente, grazie alla presenza di multiple corone di detettori. Caratteristiche Tempo di scansione: inferiore al secondo (fino a 0,5 sec) Numero di fette per rotazione: 4 o 16 Possibilità di multiple ricostruzione sulla base dei dati acquisiti Vantaggi Velocità Aumento della risoluzione assiale Qualità delle ricostruzioni più elevata

68 DIFFERENZE NELLA VELOCITÀ DI ACQUISIZIONE DELLE DIVERSE APPARECCHIATURE TC (spessore di strato 5 mm) 1 sec. 120 sec. 20 cm 1 sec. 40 sec. 0,5 sec. 5 sec.

69 PRESENTAZIONE - ELABORAZIONE DELLE IMMAGINI TC Presentazione bidimensionale strato per strato Analisi planimetriche - MPR (Multi Planar Reformatting) - 3 piani spaziali (trasversale, coronale, sagittale) - piani obliqui - piani irregolari (strutture anatomiche) Analisi volumetriche - MIP (Maximum Intensity Projection) - Surface Rendering o SSD (Shaded Surface Display) - Volume Rendering

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74 Postelaborazioni delle immagini

75 Postelaborazioni delle immagini Valutazione soggettiva Mezzi che rendano l immagine atta a favorire la diagnosi (finestre multiple,rappresentazione dell immagine con scale di grigio). Valutazione oggettiva In cui la matrice dell immagine TC viene direttamente utilizzata per misure (distanze, angoli, densità di campi di interesse).

76 Postelaborazioni delle immagini I programmi per le ricostruzioni secondarie sono essenzialmente: MPR 3D-SSD 3D-MIP

77 Postelaborazioni delle immagini Si possono ottenere viste di piani secondari, liberamente orientati (sagittale, coronale,parassiale). - E molto utile ad evidenziare strutture giacenti su piani differenti

78 Postelaborazioni delle immagini Dall insieme delle immagini assiali permette la ricostruzione tridimensionale della struttura in presa in considerazione. Si basa sui valori di densità per differenziare la struttura in questione rispetto alle circostanti. Per mezzo di uno speciale algoritmo mette in evidenza con il colore tutti i pixel compresi entro un valore di densità predeterminato

79 Immagini 3D

80 Postelaborazioni delle immagini Permette la ricostruzione delle immagini angio-tc è usata anche in Rm riconosce in ciascun piano assiale i pixel di più elevata densità e li proietta lungo una linea teorica per formare un immagine sommata che può essere rappresentata sul display secondo diverse angolazioni

81 Dall acquisizione alla diagnosi trasmissione Acquisizione Post Processing Vessel tracking 3D Tree 3D VR Reformation Patient Report