tomografia computerizzata

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'.
Con due lavori pubblicati
nel 1963-64, 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
1968 - 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
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
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.
Tomografia
Immagine sintetica
Immagine analitica
2
2
6
5
1
2
1
7
1
5
0
2
1
5
Legge di attenuazione
I = I0
µEd
e
d
I - fascio di raggi emergente
Io- fascio di raggi incidente
Io
µE
e - costante (2.718 )
µE - coefficiente di attenuazione lineare
d - spessore del materiale attraversato
Conoscendo i valori di I ed Io si potrà calcolare il valore di µ
che è il parametro di misura della tc.
I
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.
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
µw
T- tessue
W- water
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
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 1024.
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
.
Scala Hounsfield
Nella scala
Hounsfield sono
rappresentati i
numeri TC relativi ai
diversi tessuti;
0 corrisponde alla
densita' dell'acqua ,
-1000 a quella
dell'aria, +1000 a
quella dell’osso
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
UH=-100
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=0
UH=1600
UH=-1000
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.
La FINESTRA
di osservazione dell’immagine
- le strutture
conilvalore
Serve
a definire
valore
densitometrico
superiore
a quello
densitometrico
al quale
si
prescelto come limite superiore
vuole
corrisponda sul monitor
della finestra saranno bianche
il grigio medio – centro della
finestra
– ed acon
definire
- le strutture
valore
densitometrico
a quello
l’intervalloinferiore
di valori
prescelto come limite
inferiore
densitometrici
al di sopra
ed
della finestra saranno nere
al di sotto del valore centrale
che- le
si strutture
vuole rappresentare
aventi valori
con le gradazioni
di grigio
densitometrici
intermedi
verranno
rappresentate
con gradazioni
di
disponibili
– ampiezza
della
grigio .
finestra
Imprecisioni dei numeri Tc
•
•
•
•
•
•
Fenomeno dell’indurimento del fascio
Effetto volume parziale
Rumore
Variazioni del kilovoltaggio
Radiazioni diffuse
artefatti
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
Risoluzione di contrasto
Capacità di un sistema di dimostrare
differenze di densità anche di scarso
rilievo fra i vari tessuti dello strato in
esame.
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
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.
Rumore
Il rumore computazionale –
E’ causato dalle approssimazioni insite
nei metodi di ricostruzione
dell’immagine
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
Rumore
Il rumore è inversamente proporzionale
allo spessore della sezione e
direttamente proporzionale
all’attenuazione del fascio da parte
dell’oggetto esaminato
Maggiore è lo spessore minore è il rumore
Ad un numero di MaS maggiore corrisponde minor rumore
Tomografia Computerizzata: fasi
Il tubo radiogeno,
ruota attorno al
paziente emettendo
un fascio di
raggi collimato.
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.
La commutazione in
segnale video,
permette di
visualizzare
l’immagine sul
monitor .
Conoscendo i valori
di assorbimento
lungo tutta la
circonferenza , è
possibile ricostruire
la mappa delle densità
all’ interno della
superficie attraversata dai raggi
Tomografia Computerizzata:configurazione e
componenti
Unità di scansione
Raccolta
Dati
misura
Sistema di
elaborazione
Elettronica
dell’unità
Elaboratore
di comando
Sistema
radiografico
Console
Di
comando
detettore
Tubo radiogeno
Lettino
portapaziente
Generatore
radiologico
Valutazione
e
Documentaz.
immagine
Elaboratore
di immagini
Tomografia Computerizzata: l’unità di scansione
è costituita da:
•
•
•
Tavolo portapaziente
Gantry
tubo radiogeno
Collimatore
detettore
Sistema elettronico di raccolta dei valori di misura
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.!!!!
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.
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.
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”
Sistema detettore o rilevatore
Più alto segnale
elaborato
RANGE DINAMICO
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.
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
Sistema detettore o rilevatore
Sensibili
Lenti ad
acquisire
Minore
efficienza
Maggiore
velocità
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
Sistema detettore allo stato solido
Raggi X
Fotoni luminosi
1 cm
Fotodiodo
Segnale di voltaggio
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 )
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.
Sistema detettore allo stato gassoso
Raggi X
anodo
catodo
Xe
e-
Xe
+
Camera di ionizzazione
10 cm.
Xe
e-
Xe
+
Xe
e-
Xe
+
Xe
e-
Segnale elettrico
Xe
+
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%)
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
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.)
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.
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.
Sistema elaboratore
esigenze
Controllo
del sistema
Comandi lettino
Protocolli di
scansione
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)
Ricostruzione
dell’immagine
dai dati di misura
in tempi rapidi
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.
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)
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.
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.
Complesso tubo-detettori.
Sistema rilevatore
+
Sorgente di raggi X
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.
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 1530 secondi.
III GENERAZIONE
Il fascio radiogeno è costituito da un’ ampio ventaglio (3550 gradi); i detettori sono 300-800, disposti ad arco di
cerchio, opposti al tubo, con il quale sono solidali.
Si elimina quindi il movimento di traslazione. La rotazione è
di 180-360 gradi ed il tempo di scansione può essere
ridotto ad 1 sec circa.
IV GENERAZIONE
Un grande numero di detettori (600-1200) 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.
Generazioni TC
… Riepilogando…..
fascio
1
detettori
Tempo di
scansione
Singolo pennello Traslazione e
rotazione
Singolo
contrapposto al
tubo
Lungo 5-6 min a
scansione
Pennelli multipli
Traslazione e
rotazione
Catena di
rilevatori
allineati.(3-30)
10-60 sec a
scansione
Ventaglio
Rotazione
solidale tubodetettori
Movimento di
rotazione
sincrono
Tempo di poco
superiore al sec
ventaglio
Soltanto la
sorgente
radiogena ruota
Anello di
detettori
Stessi tempi
della 3
2
3
4
rotazione
L’insieme delle misure di attenuazione ottenute
una volta completato il moto di traslazione
costituisce una VISTA o proiezione dello
strato attraversato.
Una SCANSIONE è costituita dall’insieme di molte
Viste e produce un Data Set che sarà
successivamente utilizzato per la ricostruzione
dell’immagine.
Nei tomografi di III e IV generazione la rotazione
del tubo radiogeno in rapporto ai detettori era
garantita
di cavi di alimentazione
CAVIdalla
DIpresenza
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
La successiva
rotazioneSTRISCIANTI
avveniva in senso invertito
sì da riportare alla posizione di partenza i cavi di
alimentazione.
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
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.
PITCH
Aumentando il Pitch il tavolo ha uno scorrimento maggiore
Diminuendo il Pitch(<1) si ha l’ Overlapping
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
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.
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
Postelaborazioni delle immagini
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).
Postelaborazioni delle immagini
I programmi per le ricostruzioni
secondarie sono essenzialmente:
MPR
3D-SSD
3D-MIP
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
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
Immagini 3D
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
Dall’acquisizione alla diagnosi
trasmissione
Acquisizione
Post Processing
Vessel tracking
3D Tree
3D VR
Patient Report
Reformation