La Calidad en la Imagen en CT

Transcripción

1 La Calidad en la Imagen en CT El Corte Perfecto Existe? Conferencia en el 13 Congreso y 7 Congreso Latinoamericano de Física Médica Prof. Ing. Jorge Luis Euillades Setiembre 2016

2 Los Cortes Tomográficos No son Perfectos tienen varios problemas que afectan a la calidad y exactitud de reproducción, este trabajo pretende dar una idea de los puntos importantes. Con el fin de hacerla mas general he descripto brevemente funciones y algoritmos bien conocidos por los Físicos Médicos pero que pueden escapar a otras profesiones pido disculpas a los que le resulte redundante. Gracias por la atención!! Ing. Jorge Luis Euillades

3 La Presentación está dividida en: 1)Conceptos claves para la calidad de Imagen en CT 2)Mediciones y Cuantificación de la Calidad de imagen en CT 3)Influencia de los parámetros seleccionados en la calidad de imagen 4)Artefactos en las Imágenes

4 Conceptos Claves para la Calidad de Imagen en CT

5 El primer concepto, es que mientras la Radiografía representa solo la proyección de un objeto y por lo tanto, salvo escala, es una copia fiel del mismo, la Tomografía Computada muestra una imagen que proviene de una reconstrucción matemática del interior de un objeto. Por otra parte los algoritmos de reconstrucción no generan esta imagen a partir de infinitos datos, lo que permitiría, en ese aspecto, obtener un resultado perfecto, sino que solamente se aproxima a lo que la tecnología permite implementar en cada momento. Mas aún, como la reconstrucción Tomográfica depende de una serie de pasos, que contienen errores, el resultado final adolece de la propagación de éstos.

6 El avance hoy, sin embargo es muy significativo Desde la primera Imagen de un Cerebro Hasta Imágenes 3D de órganos en movimiento

7 O sea cinco años después del hundimiento del Titanic En 1917 Johan Radon decía: Toda la estructura interna de un objeto puede determinarse si se conoce el valor de las integrales de todas las proyecciones que puedan pasar a través de él Y le cuento que nada cambió en la matemática de reconstrucción implementada en los tomógrafos hasta mas o menos el año 2005 Con el advenimiento de la Tomografía Interactiva Reconstructiva que bajó la dosis a la cuarta parte manteniendo la calidad de imagen

8 La Calidad en la imagen y en el servicio dado al paciente y al médico depende de varios factores que actúan simultáneamente, estos son: a) Agudeza o definición de bordes en la imagen, que afecta directamente la resolución espacial. b) Uniformidad, Linealidad y Resolución Espacial. c) Ruido, que depende fuertemente del tipo de filtro de convolución usado y detectores. d) Resolución del Contraste, en alto y bajo contraste. e) Alineamiento vertical y en tilt (inclinación) y exacto desplazamiento de camilla en sincronismo con el movimiento tubodetector f) Dosis g) Artefactos, causados por el movimiento, fallas en el tubo de Rayos X, implantes metálicos, radiación dispersa, errores de muestreo, etc.

9 La primera nota que afecta a la Calidad es su agudeza O dicho por el contrario el Borroneo o Blurring Y la Función que define el Blurring es la PSF ó (Point Spread Function) en castellano Función de dispersión (desenfoque) de un punto La PSF caracteriza la respuesta que puede dar un sistema tomando como objeto a reproducir: un punto. (análogo a la respuesta al impulso en ecuaciones diferenciales que representan sistemas Físicos) Se utiliza asiduamente en sistemas ópticos de telescopios, microscopios y Tomografía Computada Un ejemplo de espejos de telescopios grandes con el resultado de la reproducción de un punto luminoso

10 Cada proyección conlleva un error Rx Rx Proyeccion Proyeccion

11 Cada proyección conlleva un error Rx Rx Que se acumula en n proyecciones Y el resultado, en lugar de ser un punto es algo así. Proyeccion Proyeccion

12 La Agudeza (o definición) en el plano de corte lo define, entonces, la PSF o (Point Spread Function), responsable del blurring (o borroneo ) e indefinición de bordes, los que deberían ser netos. Si el objeto O(x,y) es un punto de una Intensidad dada Y y no una serie de anillos grisados de intensidad decreciente Y Intensidad X X La Imagen en el Plano de corte debería reproducir solo un punto circular

13 El tipo de filtro usado es fundamental para la reproducción correcta de la imagen * = = El Resultado de la Proyección es este Filtrado con una curva de la forma Reproduce la forma mas similar a la original

14 Dos tipos de filtros reales usados en Tomografía Kernel Kernel de Ramachandran- Lakshminarayanan Kernel de Shepp-Logan

15 Este es el efecto del Blurring El Blurring depende del Filtrado que se utilice para el algoritmo de reconstrucción

16 Así los perfiles originales pueden ser filtrados por distintos tipos de filtros Perfil Kernel Resultado Standard (normal) Smoothing (blando o con bordes graduales) Edge enhacing (Duro ó Refuerzo de Flancos)

17 Mas Definición de Bordes Mas Ruido en la Imagen Menos Definición de bordes Menos Ruido en la Imagen

18

19 La Matriz Imagen I(x,y,z) en el plano de corte, se forma desde la matriz objeto O(x,y,z), la función PSF, el Ruido y errores de medida aportados por el equipo I(x,y,z)=K. O(x,y,z)*PSF (x,y,z)+ Ruido+ Artefactos + Errores del Equipo De entre esos factores el equipo aporta una cota de error que se puede minimizar por diversos sistemas electrónicos y mecánicos. Por ejemplo en la real posición del tubo y plano de corte Da Dz Y actualmente tiene una significación menor

20 Formación de imagen en el plano de corte O=(x,y,z) PSF RUIDO ARTEFACTOS y EE I=(x,y,z) * + + = E=h.n + BLURRING Ruido Eléctrico

21 LA CALIDAD DE IMAGEN NO SOLO DEPENDE DEL PLANO DE CORTE SINO TAMBIÉN DE LA INTERPOLACIÓN ENTRE CORTES

22 X Y La imagen en el plano de corte (x;y) está influenciada por el algoritmo de reconstrucción, que resulta en el PSF, el ruido y los defectos del método Mientras que la imagen en el plano transversal, z está influenciada por el Perfil de Sensibilidad al corte del Equipo Z

23 El advenimiento de la Tomografía Helicoidal complicó las cosas.

24 El advenimiento de la Tomografía Helicoidal complicó las cosas. Pitch= avance de mesa [mm/s] N de cortes Simultáneos x espesor de corte [mm] El Pitch introduce el error de uniformidad de la velocidad de movimiento con una pieza que se denomina encoder

25 La matemática de tomografía fue desarrollada inicialmente para cortes únicos en un solo plano Sin embargo con el advenimiento de la tomografía helicoidal y adquisición de volúmenes completos hace que sea necesaria una interpolación entre cortes Ya que los cortes dejan de ser planos Por eso en los inicios de la Tomografía Helicoidal se la llamaba La máquina de producir artefactos

26 Formación de imagen en el plano del Perfil de corte Un Perfil Ideal es Rectangular de bordes SE TOMA netos UN AREA ENTRE LIMITES DEL PERFIL Y CON ELLA SE DEFINE EL INDICE DE CALIDAD DEL PERFIL (SPQI) COMO EL % EN QUE EL AREA DEL PERFIL AREA SE APROXIMA A LA IDEAL ENTRE LIMITES DEL PERFIL Perfil de un CT Secuencial de bordes ya no tan netos SPQI = AREA ENTRE LIMITES DEL PERFIL x 100% ESPESOR DE CORTE AREA DEL PERFIL IDEAL Perfil de un CT Helicoidal que conforma una aproximación EJE Z My GOD!!

27 Las Sensibilidad del Perfil en un CT secuencial Filtrada (convolucionada) por el movimiento de la camilla Resulta en el Perfil de Sensibilidad de Un Helicoidal El perfil Ideal es el mas Cuadrado o sea el secuencial El perfil de un helicoidal es algo peor

28 La Matriz de Imagen, el Zoom y la Magnificación La matriz usual es de 512 x 512 pixel con un diámetro de campo de medición de 50cm Al aplicar zoom elijo una campo de visión mas pequeño al que aplico toda la matriz y el tamaño del pixel disminuye a 50cm/Zoom x 512 O sea aproximadamente a 1mm/zoom Si quiero visualizar un objeto que mide, Por Ejemplo 1mm; el pixel, según Nyquist debe ser de al menos 0,5mm O sea que el Zoom mínimo a aplicar es 2 Y en general el zoom mínimo debe ser : 2mm/ diámetro del objeto a observar

29 La Matriz de Imagen, el Zoom y la Magnificación La matriz usual es de 512 x 512 pixel con un diámetro de campo de medición de 50cm Al aplicar zoom elijo una campo de visión mas pequeño al que aplico toda la matriz y el tamaño del pixel disminuye a 50cm/Zoom x 512 O sea aproximadamente a 1mm/zoom Si quiero visualizar un objeto que mide, Por Ejemplo 1mm; el pixel, según Nyquist debe ser de al menos 0,5mm O sea que el Zoom mínimo a aplicar es 2 Y en general el zoom mínimo debe ser : 2mm/ diámetro del objeto a observar

30 Sin embargo la Magnificación no aplica toda la matriz al lugar a visualizar Solo va a mostrarme el mismo pixel adquirido, mas grande Es por eso que no es lo mismo aplicar Zoom que magnificar desde el punto de vista de lograr mayor resolución espacial y esto también contribuye a la calidad de imagen diagnóstica.

31 Mediciones y cuantificación de la calidad

32 Uniformidad, Linealidad y Resolución Espacial: Se miden utilizando Fantomas Phantom Maniquíes que se construyen en materiales plásticos como Acrílico (aprox. 120 HU); Polietileno de baja densidad (aprox. -90 HU); Teflon (aprox. 990 HU), con inclusión de Agua (0 HU) y Aire (-1000 HU).

33 La PSF se relaciona con el MTF o Modulación Transfer Function. La MTF es la capacidad que tiene un equipo de mostrar una imagen modulada en tonos de gris que represente al objeto real fielmente, se le presentan hilos metálicos (o agujeros) separados distintas distancias, cada vez menores y el equipo debe mostrarlos separados hasta que no puede hacerlo

34 Cuando se habla de Modulación se pretende indicar cambio de Negro a Blanco; y la Frecuencia es la cantidad de pares de líneas negras y blancas que aparecen en el objeto a visualizar por cada cm (o unidad de longitud) La función MTF es el cociente entre la salida (imagen obtenida I(x,y,z) ) del equipo a la entrada O(x,y,z) en el mismo. Es decir : lo que entra es la modulación y frecuencia del objeto a visualizar y lo que sale es el resultado que veo en la imagen. La imagen nunca es tan buena como el objeto real ya que el equipo no lo reproduce perfectamente, resultando una degradación de tonos de gris La modulación se representa como una onda que va de Negro puro a blanco puro

35 MTF Dos curvas hipotéticas de dos equipos, (normalmente no se muestra la curva sino que se da solamente el valor al 10% del MTF) 100% 50% 1 0,5 Equipo A 3 lp/cm significan que en un cm se ven 3 pares de líneas o sea a razón de 0,33 cm cada par y 4 lp/cm implica que se ven 4 pares de líneas cada cm o sea un para cada 0,25 cm, el Equipo A tiene mas resolución que el Equipo B Equipo B En este equipo al 10% de MTF se resuelven 4 lp/cm 10% 0,1 En este equipo al 10% de MTF se resuelven 3 lp/cm Líneas par / cm

36 La mala reproducción de los bordes y la aparición de bluring se debe a la PSF que se logre en el Tomógrafo Una PSF menos fiel que no tan bien copie la forma real del objeto, lo origina Una forma de mostrarlo es con la curva MTF o Función de Transferencia de Modulación cuando mas cerca esté de 1 mejor resolución de líneas par se tendrá

37 Una curva MTF típica en función de distintos parámetros tales como corrimiento del punto focal o filtrado de alta resolución (suministrada por W. Kalender) Flying Focal Spot se refiere a que en este sistema el tubo dispara en una misma posición dos haces de Rayos X con ángulos diferentes haciendo que se realicen casi simultáneamente dos mediciones y simula duplicar la cantidad de detectores

38 Un tema curioso e inherente solo a la Tomografía, es que nadie podría esperar una MTF mayor que uno, ya que es imposible reproducir un objeto mejor de lo que es el objeto es en si mismo aunque parezca raro en tomografía si se puede, ya que la imagen surge de filtrados por convolución y eligiendo apropiadamente el Kernel se pueden reforzar los bordes de tal modo que en imágenes de alto contraste, y a costa de mayor ruido, se llegue a mejorar un flanco de interface entre dos estructuras (hueso y músculo por ejemplo), como muestra de esta curiosidad adjunto una imagen de MTF suministrada por W. Kalender. (la Alta Resolución resuelve mejor que el objeto mismo)

39 Efectos de la selección de distintos filtros de convolución Selección de Algoritmo (Kernel) Objetivo Aplicación Ultra-alto (muy duro-alta resolución) Visualización de estructuras muy pequeñas con alto contraste hueso, pulmón no apropiado para tejidos blandos Alto (duro) Estándar Suavizado (Blando) Suavizado con detalle (Muy blando) Diagnóstico de tejido blando y visualización de estructuras pequeñas con alto contraste Nivel moderado de ruido y Resolución promedio Resolución satisfactoria para pequeñas variaciones de densidad. Bajo nivel de ruido Moderada homogeneidad. Diferenciación de tejido blando de contraste muy bajo. Muy bajo nivel de ruido Excelente homogeneidad. p.ej. reconstrucción retrospectiva Diagnostico de tejidos blandos con: valores altos de mas y cortes gruesos Diagnostico de tejidos blandos con: valores moderados de mas y cortes de espesor moderado Diagnostico de tejidos blandos con: cortes muy finos y tiempos cortos de scan. estudios dinámicos

40 La falta de uniformidad es la variación de HU en lugares de la imagen que deberían medir lo mismo, se mide con Fantomas de agua de distintas medidas, el objetivo es compararla en distintos puntos de la imagen La Uniformidad que también se llama Uniformidad del número CT Se mide conjuntamente con el ruido s. La desviación del valor medio de la uniformidad no debe variar en mas / menos 4 HU Fantomas de agua de 20cm Fantomas de agua de 36cm Valor Medio s Valor Medio s Centro: -1,60 HU 21,30 HU -3,00 HU 68,50 HU Arriba: -0,90 HU 14,80 HU -1,60 HU 34,80 HU Derecha: -1,30 HU 14,70 HU -0,90 HU 34,20 HU Abajo: -0,90 HU 14,60 HU -0,90 HU 35,10 HU Izquierda: -1,30 HU 14,90 HU -0,10 HU 35,30 HU

41 La Linealidad, que se refiera a que exista una relación lineal entre el HU que calcula el CT y el número CT conocido de un fantoma. Se mide usando Fantomas construidos por capas de distintos materiales de HU conocido como el Catphan (que es una marca comercial de The Phantom Laboratory La Linealidad no debe variar en mas / menos 5 HU

42 Influencia de los parámetros seleccionados en la Calidad de Imagen

43 Ruido o Pixel Noise : El Ruido en la imagen, es decir que aparezcan tonos de grises no originados en lo que debería ser la reconstrucción de un objeto real, puede deberse a dos factores, uno de origen puramente físico y otro debido al equipo. a) Equipo Ideal: Es el que solo presenta ruido debido a la naturaleza cuántica de la radiación que es emitida en paquetes de energía (cuantos) y cuya evaluación es absolutamente estadística, y se conoce como Ruido Cuántico b) Equipo Real: Es el que presenta la suma del ruido cuántico mas una parte (que debería ser muy pequeña en comparación) debida a la construcción del Tomógrafo originados en la lectura errónea de la intensidad que llega a los detectores y su posterior procesamiento Se lo designa normalmente con la letra griega sigma minúscula s y se evalúa como la Desviación Standard (corrimiento o diferencia del valor medio a N pixel de una región de interés (ROI).

44 Io Detector +RUIDO A mayor Intensidad de Rayos X incidente al detector Io Detector - RUIDO Esto ocurre porque la señal eléctrica propia del detector varía menos que la señal eléctrica que se produce al recibir radiación mayor. Esto hace que, a mayor radiación incidente, mejore la relación que importa a la electrónica del sistema, que es la relación SEÑAL /RUIDO. P/Ej No es lo mismo tener un ruido de 12 HU y producir una señal de 100 HU que tener un ruido de 14 HU y producir una señal de 1000 HU. En el primer caso la influencia del ruido es del 12% en el segundo 1,4%

45 Un trabajo realizado en Diagnóstico Maipú, muestra la relación entre el ruido que se aprecia en la imagen y los KVp; a mayor KVp parece disminuir el ruido, lo que ocurre es que varía la relación entre la señal (Intensidad incidente en los detectores) y el Ruido que permanece casi constante Aumento de KVp Aumento del Ruido frente a la Señal LA RADIACIÓN EN ESTUDIOS DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA MULTISLICE Dr. Javier Vallejos, Dr. Carlos Capuñay, Dra. Patricia Carrascosa Servicio de Tomografía Computada Multislice. Diagnóstico Maipú

46 La relación entre el ruido en la imagen y la resolución se muestra en el gráfico, donde se ve que a mayor resolución corresponde mayor ruido

47 Es por eso que es muy importante interpretar la fórmula: Si la relación I/Io es alta significa que hay mucha absorción de Rayos X en el tejido y por lo tanto aumenta, también lo hará con bajas corrientes de tubo y tiempos cortos de exposición o mayores espesores de tejido. Los factores f A y e dependen del equipo, el método de reconstrucción y el kernel de convolución usado. Una relación muy importante es que el Ruido pude expresarse como: Esto dice que para reducir el ruido a la mitad hay que cuadruplicar la dosis Es por eso que no hay que buscar imágenes de mínimo ruido sino imágenes diagnósticas con el máximo ruido que permita ese diagnóstico

48 Mas KVp Mas mas Mas Scan Time Menos Ruido Mas Ancho del Pixel Mas Espesor del Corte Mas DOSIS EL AUMENTO DE TODOS ESTOS PARAMETROS DISMINUYE EL RUIDO PERO NO DEBE OLVIDARSE QUE CONTRIBUYEN DIRECTAMENTE A LA DOSIS

49 El paciente influye a igualdad de otros parámetros Menos Fotones Mas Fotones Paciente Obeso Paciente Delgado Mas Ruido Menos Ruido

50 Un HVL significa atenuar la radiación en un 50% al pasar por un objeto en el caso del Tejido, en promedio, un HVL se logra con 4cm de tejido. Paciente Obeso En Niños se debe disminuir los KVp y procurar los mas bajos mas posibles compatibles con el estudio a realizar. Por eso en pacientes Obesos se debe aumentar KVp para asegurar la penetración de Rayos X

51 A igualdad de otros parámetros Mas Rayos X para formar imagen Menos Ruido Corte mas ancho Corte mas fino Menos Rayos X para formar imagen Mas Ruido

52 Mas Resolución Filtro Normal Filtro Duro Refuerzo de Bordes Filtro Blando Bordes mas difuminados Mas Ruido

53 Filtro Blando Mas Resolución Filtro Normal Filtro Duro EL RUIDO Y LA RESOLUCIÓN ESTAN RELACIONADOS Y DEPENDEN DEL TIPO DE FILTRO DE CONVOLUCIÓN QUE ELIJAMOS Refuerzo de Bordes Bordes mas difuminados Mas Ruido

54 La relación entre el ancho de corte y el ruido se muestra en el grafico que considera 1 para un corte de 10 mm Cortes con buena 3,5 resolución espacial para 3 zonas de alto contraste 2,5 Ruido [normalizado para corte de 10mm ] Cortes con buena diferenciación en tejidos blandos 2 1,5 1 0, Cortes Finos - Fotones Ancho de Corte [mm] Cortes gruesos + Fotones

55 La Resolución de Bajo Contraste depende mucho de la Dosis Baja Dosis Alta Dosis

56 Objetos de Alto Contraste Usar bajos mas Para estructuras pequeñas Usar cortes finos Para estructuras o pacientes en movimiento Usar cortos tiempos de exploración

57 La mayoría de los estudios se recomiendan a 120KVp, sin embargo como regla general eso depende del espesor de tejido a travesar en niños es recomendable disminuír los KVp a 80KVp y en pacientes obesos aumentarlo a 130KVp. Hay que tener en cuenta también el tipo de estudio por lo que se explican las diferencias:

58 Selección de KVp: Ejemplos recomendados 120 KVp Valor Standard para casi todos los estudios Buen contraste en Tejidos Blandos

59 Selección de KVp: 120 KVp Los valores por encima de 80KVp ya muestran mejoras en la igualdad de atenuación entre hueso y tejido

60 Selección de KVp: 120 KVp La tendencia actual es reducir la tensión de tubo, mejorar el filtrado y aumentar la detectividad, así los nuevos modelos trabajan mas cerca de los 80KVp que de los 120KVp. Los valores por encima de 80KVp ya muestran mejoras en la igualdad de atenuación entre hueso y tejido

61 Selección de KVp: Ejemplos recomendados Hombro Mas penetración de Rayos X Pelvis 135 KVp Menos Ruido Columna Pulmón

62 Selección de KVp: Ejemplos recomendados Hombro La Dosis depende de la variación de KVp a la segunda potencia o sea que un pequeño aumento de KVp aumenta, en principio, Mas mucho la dosis (de allí la intención de bajar penetración KVp) sin embargo de los efectos, aparte del aumento de Pelvis la dosis, Rayos son los X enunciados, es posible hoy hacer estos cortes con tensiones menores. Por otra parte los sistemas de reducción de dosis 135 permiten KVp ajustarla en forma automática en función de la región bajo estudio, y por otra parte mayores KVp con también mayores filtraciones permiten de hecho Menos disminuir mas y reducir Dosis. No existe una relación Columna Ruido sencilla entre Dosis y KVp en los tomógrafos de hoy. Pulmón

63 Los puntos a tener en cuenta para un estudio son: a) Zona de corte b) mas c) KVp d) Ancho del corte [mm] e) Tamaño del paciente f) Kernel g) Tamaño de la Matriz h) Ancho de Ventana Antes de realizar el estudio se elije Después de realizar el estudio pueden cambiarse

64 Artefactos en las imágenes

65 Artefactos de tipo anillo o líneas son típicos de fallas en detectores (en III generación)

66 Movimiento del paciente: Este puede ser voluntario o involuntario, si es voluntario, actuar explicándolo al paciente, si se trata de movimientos involuntarios, acortar el tiempo de exploración.

67 Beam Hardening ó Endurecimiento de haz de Rayos X es debido a que al atravesar estructuras de alto número atómico el espectro del haz de Rx cambia, perdiendo cada vez mas fotones de baja energía por lo que quedan los mas energéticos en un efecto parecido a la filtración, como la densidad depende de la conformación del espectro estructuras óseas importantes hacen que varíe la respuesta de las partes blandas cercanas. El efecto es la aparición de líneas o bandas oscuras Esta estructura aparente a veces se denomina barra de Hounsfield Existen SW especiales de corrección Rayas y bandas gruesas obscuras

68 El el caso de endurecimien{to del Haz se puede intentar subir los KVp disminuír el espesor de corte o incrementar la filtración (para este caso los Ct suelen estar equipados con un filtro llamado Bowtie 0 Moño

69 En la fosa posterior (que es una región particularmente crítica) cuando se interpolan valores en la dirección Z el mecanismo de reconstrucción no resuelve bien los cambios de la densidad y aparecen líneas, esto ocurre cuando solo parte del volumen del corte esta ocupado por estructuras muy absorbentes de Rayos X, por eso se la conoce como artefactos debidos a volumen parcial En la actualidad las Empresas suelen ofrecer diversos Software que disminuyen este efecto, además con las mayores velocidades de rotación se ha reducido mucho su incidencia. Una alternativa beneficiosa es usar cortes mas finos

70 Implantes metálicos Los perfiles de interpolación y una adecuada inclinación del Gantry a veces permiten reducir este efecto. También existen sw especiles, a veces llamados MAR Metal Artifact Remove o con nombres comerciales

71 Cuando el paciente excede el campo de medición que normalmente es un cilindro de 50cm de diámetro aparecen artefactos, también aparecen artefactos de este tipo cuando fuera del campo hay catéteres o cables.

72 Cuando los detectores son alcanzados muy débilmente en alguna proyección (falta de KVp) se produce un efecto de líneas como la de la figura que se llama Photon Starvation que significa algo así como Inanición o falta de Fotones es un efecto de ruido

73 Efecto Aliasing o Artefacto Aliasing significa que no se han tomado suficientes muestras para reconstruir se puede corregir aumentando el número de muestras por vista o mejorando los filtros de convolución.

74 Problema de Arcos en el Tubo de Rayos X

75 Efecto Escalera aparece con inapropiada selección de espesor de corte.

76 Qué puede causar que aparezca: BORROSIDAD (BLURRING) Mediastino/abdomen/cráneo superior 10mmm//Cráneo inferior/ órbitas/espina lumbar 2 a 5mm// Cuello y articulaciones 2mm// Oído interno 1 a 2mm Diseño de Sistema Paciente Parámetros Mancha focal Tipo de tejido Ancho de Corte Detector Diámetro ma y kv Geometría del sistema Matriz de la imagen Implantes de metal Movimiento Tiempo de scan Kernel de convolución Disminuir el tiempo de scan Usar un filtro mas duro

77 Duplicar el ancho de corte El Ruido se implica duplicar RUIDO duplica por la dosis por cada 8cm corte y bajar el de espesor ruido Diseño de Sistema Paciente del tejido Parámetros Qué puede causar que aparezca: Con tiempo de scan mantenido aumentar mas. Cuidado con la Dosis Mancha focal Tipo de tejido Ancho de Corte Detector Diámetro ma y kv Geometría del sistema Matriz de la imagen Implantes de metal Movimiento Tiempo de scan Kernel de convolución Duplicar el tiempo de scan implica duplicar la dosis por corte y bajar el ruido

78 Qué puede causar que aparezcan: ARTEFACTOS Cortes mas finos Diseño de Sistema Angular el Paciente Gantry y Parámetros evitar el Mancha focal Tipo de implante tejido Ancho de Corte Detector Diámetro ma y kv Geometría del sistema Matriz de la imagen Implantes de metal Movimiento Tiempo de scan Kernel de convolución Procurar evitarlo Reducirlo

79 Muchas Gracias Por Vuestra atención