Calidad de la Imagen en Tomografía Computada

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1 Calidad de la Imagen en Tomografía Computada Título: Alumno: Tutor: Prácticas: Calidad de la Imagen en Tomografía Spinelli Carla Paola Ing. Gustavo Chumillo Hospital Santojanni- Presentación: año 2006 Dra. María Elena Levín Universidad: Carrera: Universidad Nacional de General San Martín Tecnicatura en Diagnóstico por Imágenes 1

2 Índice 1-Introducción 2- La Calidad de la Imagen a través de la historia 3- Parámetros de Calidad 3.1- Resolución espacial 3.2- Resolución de contraste 3.3- Ruido 3.4- Artefactos 3.5- Linealidad 3.6- Uniformidad de campo 4- Expresión general de la Calidad de la Imagen 5- Material y método 6- Resultados 7-Conclusiones 8- Bibliografía 2

3 INDICE 1-Introducción Importancia de la Calidad de la Imagen en Tomografía Computada En Tomografía Computada son muchos los pasos donde el Técnico debe tener un buen desempeño para poder obtener una imagen de calidad que permita llegar a un diagnóstico certero. Para esto es necesario conocer los principios básicos de Calidad de la Imagen. A continuación revisaremos los métodos utilizados para mejorar la imagen tomográfica en un repaso a través de la historia; definiremos cada uno de los parámetros de calidad y como se evalúan; veremos como afecta a la misma variar elementos del equipo, parámetros de adquisición del estudio y características del paciente; presentaremos los distintos artefactos, su formación y métodos de corrección y por último mostraremos la expresión general de Calidad de la Imagen. Este trabajo brinda las herramientas teóricas necesarias para que el Técnico pueda aplicar, establecer o modificar protocolos así como sugerir cambios para mejorar la calidad de las imágenes tomográficas. 3

4 2- La Calidad de la Imagen a través de la historia INDICE Las mejoras en Calidad de la Imagen a través de la historia consistieron sobre todo en mejoras en la resolución espacial a través del uso de matrices más grandes y el acortamiento de los tiempos de estudio que disminuyeron la probabilidad de artefactos por movimiento. El aumento en el tamaño de la matriz generó un mejoramiento de la resolución espacial. Primera generación de escáneres Traslación rotación(haz en lápiz, un solo detector) (2.1) Calidad de la Imagen: Aunque la resolución del contraste de estructuras internas no tenía precedente, las imágenes tenían resolución espacial pobre (en el orden de 3 mm para un campo de visión de 25 cm y matriz 80 x 80) y muy pobre la resolución en el eje z. (13-mm de espesor de corte) Matriz de 80 x 80 píxeles Se usaban solo para cerebro. Una imagen de CT de cabeza obtenida con uno de los primeros equipos de TC. Matriz de 80 x 80. 4

5 Segunda generación de escáneres Traslación- rotación. (haces en abanico, entre 5 y 30 detectores) Calidad de imagen: la detección simultanea a través de varios canales además de acortar los tiempos de barrido y permiten recoger más cantidad de datos y por lo tanto mejoran la Calidad de la Imagen. Tercera y cuarta generación de escáneres Solo rotación. Tienen muchos más detectores lo que permite recoger más datos en los perfiles de proyección. Además se acortan los tiempos de barrido por lo que hay menor probabilidad de artefacto por movimiento. Los equipos de tercera y cuarta generación tiene calidad de imagen similar excepto porque uno de los problemas que se produce en los equipos de tercera generación es la aparición ocasional de artefactos anillo por la falla de un detector que no aparece en los equipos de cuarta generación debido a la disposición circular fija de los detectores. de 300 a 600 detectores de 400 a 4000 detectores fijos Tomógrafo de haz de electrones (5) El tomógrafo ETB- Electron Beam Tomography, también llamado de quinta generación permite hacer estudios dinámicos especialmente cardiológicos sin artefactos por movimiento por su rapidez (17 cortes / seg.), pero la calidad de la imagen final no es tan buena comparada con la de los tomógrafos de tercera y cuarta generación 5

6 Calidad de la Imagen en un tomógrafo helicoidal (Rotación continua del conjunto tubo-detectores y avance de la mesa continuo) Se han realizado investigaciones sobre los parámetros de calidad en los tomógrafos helicoidales, los más notables Kalender y Polacin(1991). Los parámetros estudiados incluyen resolución espacial, uniformidad de imagen, contraste y ruido. Esencialmente los parámetros de calidad no son afectados por un escaneo helicoidal. No obstante los tomógrafos secuenciales dejaron de fabricarse cuando comenzaron a fabricarse los helicoidales (a fines de los 90) por ello el tomógrafo helicoidal cuenta con tecnología más avanzada. Ej mayor velocidad de procesamiento de datos y mayor memoria que permiten almacenar un volumen de datos muy grande y tener matrices más grandes. Pero si comparamos ambos partiendo desde la misma tecnología podemos obsevar que para obtener un corte helicoidal se necesita interpolar lo que genera cierto margen de error. Tomógrafo Helicoidal (6) Tiene mejor resolución en el eje z que un tomógrafo convencional por lo que se pueden realizar mucho mejores reconstrucciones 3D Durante un escaneo helicoidal se eliminan las diferencias de profundidad inspiratoria que aparecen en los cortes secuenciales. Se reducen los artefactos por movimiento del paciente Se pueden reconstruir cortes en cualquier posición Su elevada velocidad permite también que todo el estudio pueda efectuarse en los momentos en que el medio de contraste alcanza su mayor concentración y con ello consigue una mejor opacificación de los órganos estudiados En la TC convencional algunas lesiones pueden quedar mal caracterizadas por encontrarse ubicadas en el borde de la imagen (o corte). En la TC helicoidal, el estudio puede ser reprocesado a voluntad de manera tal de lograr que la lesión quede al centro de la imagen para conseguir así una mejor caracterización de la misma. 6

7 La imagen reconstruida de fémur muestra las primeras imágenes 3D. La imagen fue producida apilando imágenes de cortes transversales obtenidas con un escáner de TC convencional. Reconstrucción 3D realizada con un tomógrafo helicoidal INDICE 7

8 INDICE 3- Parámetros de calidad La Calidad de Imagen en Tomografía depende de: 3.1- Resolución espacial 3.2- Resolución de contraste 3.3- Ruido 3.4- Linealidad 3.5- Uniformidad de campo Artefactos 8

9 2.1) Resolución espacial (1.1) La resolución espacial es una medida de la habilidad para discriminar objetos de densidad variable y separados una pequeña distancia sobre un fondo uniforme Se usa para describir el grado de borrosidad que presenta la imagen. La resolución espacial depende de: (1.1),(5) 3.1.1)Tamaño de la mancha focal 3.1.2)Ancho de apertura de los detectores 3.1.3)Espesor de corte o colimación 3.1.4) Matriz 3.1.5)FOV, zoom o targeting 3.1.6)Número de proyecciones 3.1.7)Algoritmos Técnica de alta resolución tomográfica (HRCT) Medición de la resolución espacial 9

10 3.1.1)Tamaño de la mancha focal Si el tamaño de la mancha focal aumenta, los detalles del objeto se distribuyen sobre varios detectores generando una zona de borrosidad en la imagen y esto decrementa la resolución espacial )Ancho de apertura de los detectores Se refiere al tamaño de apertura de los detectores. Cuando este tamaño es más pequeño que el espacio entre los objetos, estos objetos pueden ser resueltos )Espesor de corte o colimación Si el objeto tiene un tamaño de 4mm, un ancho de corte de 10mm expande el objeto de 4mm sobre todo el ancho de corte, esto decrementa la resolución espacial )Matriz Una matriz mas grande facilita la discriminación de detalles anatómicos y resalta las estructuras anatómicas de alto contraste, ya que con una matriz más grande el tamaño del píxel es más pequeño. 10

11 Efecto de los diferentes tamaños de matriz en la resolución de una imagen tomográfica. Tamaños de matriz, 80*80, 128*128, 256*256, 512*512 Imagen de matriz 256*256-año )FOV, zoom o targeting La reducción del tamaño del píxel mediante la reducción del FOV se conoce como zoom o target. Mediante el targeting una parte de los datos de reconstrucción es nuevamente reconstruído sobre una grilla de reconstrucción más pequeña, de este modo se incrementa la resolución espacial. píx = FOV/ M píx: tamaño del píxel FOV: campo de visión o de escaneo M: tamaño de matriz Ej. Para un FOV de 40 cm y una matriz de 512*512 el tamaño del píxel es 0,78mm. Si el FOV es reducido a la mitad el tamaño del píxel es 0,25mm. 11

12 Efecto del Targeting Vs. Magnificación en la resolución espacial. Los mismos datos del corte son reconstruidos con FOV de 40 cm A) magnificado a 20cm B) zoombeado a 20 cm C) zoombeado a 13 cm Cuando uno utiliza el zoom o target esta utilizando todo el tamaño de la matriz en una parte de la imagen con lo cual se disminuye el tamaño del píxel y aumenta la resolución espacial. En cambio cuando uno utiliza el magnificado obtengo una parte de la imagen con menor cantidad de píxels que la matriz. Es decir aumenta el tamaño del píxel y por lo tanto disminuye la resolución espacial. Marco de imagen para zoom Segmento de imagen zoombeado 12

13 zoombeado 3.1.6)Número de proyecciones Cuando aumenta el número de proyecciones más datos se encuentran disponibles para la reconstrucción de la imagen resultando una mejor resolución espacial. Proyecciones: 360 Proyecciones: 720 Influencia del numero de proyecciones en la resolución espacial 3.1.7)Algoritmos Algoritmos de Reconstrucción Recordemos que cuando se retroproyecta la imagen durante la reconstrucción de la misma sin corrección resultan borrosidades, por ello se aplica la función rampa en el dominio de las frecuencias para obtener la imagen retroproyectada libre de artefacto estrella. Pero al aplicar esta función que actúa como un filtro pasa alto amplifica mucho las altas frecuencias y con ellas el ruido, además hay que definir de alguna manera donde corta la función. 13

14 Por ello se han desarrollado otros filtros de reconstrucción que cumplen con la función de definir los límites de la función rampa, y bajar el nivel de ruido. Estos filtros se determinan según sea la aplicación anatómica que vaya a estudiarse. Algoritmo Propiedad Uso Alta resolución o de realce de bordes. Buena resolución de alto contraste. Huesos Entramado pulmonar Oído interno 14

15 Fantoma de alto contraste. Algoritmo de Alta resolución. Estándar Fantoma de alto contraste. Algoritmo de ultra alta resolución. Resolución y nivel de ruido moderados. Cerebro Suavizado o alisado de bordes Buena resolución de bajo contraste Buena diferenciación de tejidos blandos Abdomen En el equipo Hitachi W450 estos filtros de reconstrucción se aplican automáticamente cuando uno selecciona el protocolo de adquisición de la imagen TORAX F 2 Algoritmo de realce de bordes(filtro pasaalto) También tenemos dos algoritmos disponibles en los tomógrafos para trabajar con la imagen luego de haber sido reconstruida: El de alta frecuencia espacial : muestra un incremento significativo de la resolución de alto contraste a expensas del ruido. Se lo utiliza para realzar estructuras de alto contraste, ya que no son tan afectadas por el ruido. El de baja frecuencia espacial: se utiliza para reducir el ruido en imágenes de bajo contraste, alisa la imagen de bajo contraste A la izquierda corte de cerebro con ventana ósea, sin filtro de realce. A la derecha con filtro de realce. Equipo: Hitachi W450 Protocolo: cerebro con ventana ósea Algoritmo de alta frecuencia espacial: Sharp 15

16 A la izquierda corte de tórax con ventana pulmonar, sin filtro de realce. A la derecha con filtro de realce. Equipo: Hitachi W450 Protocolo: tórax con ventana pulmonar Técnica de Alta Resolución Tomográfica (HRCT: High Resolution CT) Es una técnica que se introdujo a mediados de 1980 que fue desarrollada como medio de evaluación de enfermedades pulmonares y es la mejor herramienta no invasiva para evaluar la estructura pulmonar. La HRCT optimiza la resolución espacial en los tomógrafos convencionales. La misma consiste en utilizar cortes finos, de 1mm; 1,5mm o 2mm comparados con los convencionales de 8 a 10mm. Además de mejorar la resolución espacial, los cortes finos permiten la reducción de artefactos de volumen parcial. La siguiente es una comparación del grado de resolución espacial provista por dos cortes de diferente ancho de corte. A B A-ancho de corte de 10mm de colimación B-ancho de corte de 1.5mm de colimación 16

17 Equipo: Hitachi W450 Protocolo: tórax con ventana pulmonar Ancho de corte: a la izquierda 10mm, a la derecha 2mm Se puede utilizar un algoritmo de alta frecuencia espacial para incrementar la resolución espacial pero a expensas del ruido por lo tanto durante el escaneo de pacientes grandes para reducir el ruido se aconseja usar el algoritmo de baja frecuencia espacial, pero este algoritmo no es conveniente para el uso en HRCT de cerebro y abdomen donde el contraste subjetivo no es tan dramático comparado con los pulmones. Finalmente, HCRT requiere que el tamaño del píxel sea reducido en un intento por proveer un mayor incremento de la resolución espacial. Esto se consigue usando un campo de visión más pequeño(fov). Pix=FOV/M Medición de la resolución espacial (1.2) Fantoma Se debe utilizar un patrón de resolución de alto contraste (diferencias de contraste mayores o iguales al 10%) Existe gran variedad de patrones disponibles para los test de alto contraste, incluyendo los patrones para generar la MTF pero los patrones para test rápidos y fáciles son los que se usan en control de calidad. Uno de estos patrones consiste en una serie de agujeros perforados en plástico. Cada fila tiene agujeros de diámetro constante con los centros de los agujeros separados por 2 diámetros. Los agujeros decrecen en tamaño de una fila a la siguiente. 17

18 FANTOMA DE AGUJEROS PERFORADOS FANTOMA DE TEST DE BARRAS PATRONES PARA GENERAR LA MTF FANTOMA DE ALAMBRE Medición El método más sencillo y más usado para la cuantificación de la resolución espacial es realizar un escaneo del fantoma de agujeros perforados y determinar sobre la imagen cual es la fila de agujeros más pequeño que puede visualizarse separados. Resultados esperados Los resultados esperados son de 0,75mm a 1mm y en algunos tomógrafos en particular que tienen técnica de alto contraste se pueden llegar a visualizar agujeros de hasta 0,25mm. 18

19 Límite de aceptación El límite de aceptación es el número básico que se establece mediante un escaneo del mismo fantoma y con la misma técnica cuando el equipo está trabajando bien. Se detalla el diámetro de los agujeros de menor tamaño visualizados en la imagen y en las sucesivas mediciones se compara el resultado obtenido con el número básico. Posibles causas de falla Alargamiento del punto focal del tubo de rayos X Desalineamiento mecánico o pobre registración de los componentes electromecánicos Vibraciones o fallas en los detectores Si la resolución espacial está degradada respecto al número básico avisar al personal de servicio técnico. Frecuencia: mensual Los métodos para cuantificar la resolución espacial son: La función de dispersión puntual(psf: Point Spread Function) Describe los bordes no definidos porque un punto no es reproducido como un verdadero punto en la imagen. Se escanea un fantoma de alambre se determina la PSF. La medición de la resolución espacial es el ancho de la PSF a mitad de altura. La función de dispersión lineal(lsf: Line Spread Function) Describe los bordes no definidos en un objeto de tipo línea o ranura. La función de respuesta de bordes(erf: Edge Response Function) Describe la respuesta del sistema a regiones de alta y baja densidad adyacentes unas de otras. La función de transferencia de modulación (MTF:Modulation Transfer Function). Se obtiene realizando la Transformada de Fourier de la PSF, LSF o ERF. La MTF se usa para medir la capacidad de resolución de un sistema. 19

20 Este tipo de información da a conocer cuál es el mínimo tamaño de objeto que puede reproducir un equipo de Tomografía Computada. Esto es, por ej. si la frecuencia espacial de un equipo es de 15 pl /cm puede resolver objetos de 0,3mm de tamaño. La MTF se utiliza para medir la capacidad de resolución de un sistema Una MTF 1 significa que el sistema ha reproducido el objeto con exactitud Una MTF 0 indica que no hay transferencia del objeto a la imagen En esta figura se muestran las MTF de dos escáneres diferentes. El equipo (A) que puede mostrar 5,2 pl /cm a 0,1MTF comparado con el equipo (B) que solo muestra 3,5pl/cm a 0,1 MTF. Esto indica que el escáner A tiene una mayor capacidad de resolución que el equipo B. 20

21 LR=15pl/mm LR -1 = 1 = 0,06cm/pl= 0,6mm/pl TO=0,3mm 15pl/cm Un par de línea es una banda y un espacio de igual ancho. Por lo tanto 0,6 mm /pl representa objetos separados por un espacio de 0,3mm. La resolución del sistema es por lo tanto 0,3mm. LR: límite de resolución. Se considera límite de resolución al valor en pares de línea por centímetro para el cual MTF = 0,1 TO = mínimo tamaño de objeto que el escáner tomográfico puede reproducir. Por último en el siguiente gráfico se muestra la influencia de un filtro de realce de bordes en la MTF. Aquí se muestra claramente una mejora la resolución espacial. La curva B corresponde a un algoritmo de realce de bordes. Este mejora la MTF Volver al menú Parámetros de Calidad 21

22 3.2) Resolución de contraste o de bajo contraste (1.1),(5) La resolución de bajo contraste es la habilidad de un sistema de imagen para mostrar pequeños cambios de contraste entre tejidos Resolución de contraste Densidades(ρ) y números atómicos(z) para tres tipos de tejidos diferentes. Cuando se realiza una imagen tomográfica se obtiene una excelente resolución de bajo contraste CT ( µtej µagua ) µ= f (ρ, Z, E rx ) µagua.hu Los valores de densidad para músculo y grasa son muy cercanos, en cambio el contraste entre tejido blando(músculo y grasa) y hueso está muy marcado. Si viéramos estos tres tejidos en una radiografía convencional obtendríamos una imagen con buen contraste solo entre tejido blando y hueso, debido a la superposición de tejidos, sin embargo en la tomografía existe una buena diferenciación de los tres tejidos, gracias al algoritmo de reconstrucción que determina los valores de las atenuaciones en cada vóxel y además por contar con ventanas. Radiografía de abdomen. Solo hay buen contraste entre tejido blando y hueso Tomografía abdominal. Muy buena resolución de Bajo contraste. En tomografía la resolución de contraste es significativamente mejor que en radiología convencional. La radiología convencional puede discriminar diferencias cercanas al 10% mientras que la tomografía lo hace en un rango de 0,25% al 0,5% dependiendo del tomógrafo. 22

23 Resolución de bajo contraste para cinco escáneres diferentes Elcint CT-Twin Picker PQ-2000 Toshiba TCT-900S/X Siemens Somatom Plus-S Philips Tomoscan SR 0.25% a 3mm 0.35% a 1.5mm 0.5% a 2mm 0.3% a 2.5mm 0.35% a 3mm 0.70% a 3mm 0.75% a 3mm 0.36% a 3mm Datos de los fabricantes (1992) El tamaño del objeto en mm indica la habilidad del escáner tomográfico para mostrar objetos de 3mm de diámetro con una diferencia de densidad de 0.25%. La resolución de bajo contraste depende de: 3.2.1)Flujo de fotones que alcanza el detector 3.2.2)Algoritmos 3.2.3)Ruido Medición de la resolución de bajo contraste Diagrama Contraste Detalle 23

24 3.2.1)Flujo de fotones que alcanza el detector El flujo de fotones depende de: ) mas y KVp. Cuando se incrementa la técnica se incrementa el flujo de fotones mejorando la resolución de bajo contraste ) Espesor de corte (colimación). Si bien una colimación estrecha(cortes finos) reduce la radiación dispersa que intercepta el detector también reduce la cantidad de fotones que llegan al detector y esto aumenta el ruido lo que disminuye la resolución de bajo contraste )Tamaño del paciente. Un paciente más espeso reduce el flujo de fotones porque la atenuación de la radiación es mayor. Por lo tanto empeora la resolución de bajo contraste ) Filtración del rayo. Reduce el flujo de fotones, por lo tanto empeora la resolución de bajo contraste )Sensibilidad del detector. Los detectores deben ser capaces de discriminar entre pequeñas diferencias de atenuación para poder detectar pequeñas diferencias en el contraste de tejido blando )Algoritmos Algoritmo de reconstrucción Para realzar estructuras de bajo contraste se utiliza un algoritmo de baja frecuencia espacial para alisar la imagen. En el equipo Hitachi W450 estos filtros de reconstrucción se aplican automáticamente cuando uno selecciona el protocolo de adquisición de la imagen ABDOMEN F 3 Algoritmo de alisado (filtro pasabajo) 24

25 Algoritmo Propiedad Uso Alta resolución o de realce de bordes. Buena resolución de alto contraste. Huesos Entramado pulmonar Estándar Suavizado o alisado de bordes Resolución y nivel de ruido moderados. Buena resolución de bajo contraste Oído interno Cerebro Buena diferenciación de tejidos blandos Abdomen De los dos algoritmos disponibles en los tomógrafos para trabajar con la imagen luego de haber sido reconstruida: El de baja frecuencia espacial se utiliza para reducir el ruido en imágenes de bajo contraste. A la izquierda cortes de abdomen, sin filtro de alisado. A la derecha con filtro de alisado. Equipo: Hitachi W450 Protocolo: abdomen 25

26 3.2.3)Ruido El ruido afecta mas a las estructuras con pequeñas diferencias de contraste que a las que tienen grandes diferencias de contraste. El ruido tapa la diferencia de contraste. Por esto mismo en las imágenes de bajo contraste se aplica un filtro de alisado de bordes. Medición de la resolución de bajo contraste (1.2) Fantoma Se usa un patrón de resolución de bajo contraste (diferencias de contraste menores al 0,5%). El patrón de test mas rápido y fácil consiste en una serie de agujeros (de 2 a 8 mm de diámetro) perforados en poliestireno. Los agujeros son llenados con líquido, (frecuentemente agua) al cual se le agrega un pequeño monto de otro material (generalmente metanol o sacarosa) para que el líquido tenga un número CT cercano. 26

27 (2.2) Fantoma de bajo contraste Poliestireno con agujeros llenos de agua con metanol o sacarosa Fantoma de bajo contraste Medición Se determina cuales son los agujeros mas pequeños que pueden verse, y se compara con el tamaño de agujero obtenido con la misma técnica durante la mejor actuación del escáner. Resultados esperados Los agujeros más pequeños que pueden verse en los tomógrafos mas modernos son de 4 a 5mm de diámetro para diferencias de contraste de 0,5% Límite de aceptación El número de agujeros que se vean debe ser el mismo si se utiliza el mismo fantoma, la misma técnica y el mismo algoritmo(se aconseja un algoritmo de alisado) Posibles causas de falla Alto nivel de ruido producido a su vez por: 27

28 Bajo rendimiento del tubo( produce decrecimiento de la dosis) Incremento del ruido electrónico(proveniente de detectores, amplificadores o conversor A /D) Frecuencia: mensual Función de transferencia de contraste(ctf: Contrast Transfer Function) La función que se utiliza para medir la respuesta en contraste del sistema es la CTF o función de transferencia de contraste. El patrón utilizado es una serie de ranuras y espacios donde el contraste resultante es la diferencia de densidad entre regiones adyacentes de las ranuras en función del número de ranuras por unidad de longitud. El contraste decrece cuando el número de líneas por unidad de longitud decrece. Diagrama Contraste Detalle El mejor método para caracterizar la resolución de alto y bajo contraste de un equipo es el Diagrama Contraste Detalle (DCD). El DCD es un gráfico en el cual el contraste medido se grafica en el eje de las ordenadas como función del diámetro detectable de objeto(en abscisas) 28

29 DCD de abdomen a la izquierda y de cerebro a la derecha. Determinación del DCD. Se utiliza un fantoma con objetos de distintos tamaños y de diferentes contrastes al que se le superpone ruido. Se puede observar que a los objetos de pequeño tamaño y bajo contraste los tapa el ruido. Cambios en el DCD Espesor Cuando la zona escaneada es de mayor espesor aumenta el ruido. El ruido afecta sobre todo a las estructuras de bajo contraste por lo tanto a mayor espesor no se van a observar tamaños de objeto demasiado pequeños y esto produce un elevamiento de la curva en la zona de bajo contraste. 29

30 Fantoma de agua Izquierda: 30cm de diámetro Derecha: 20cm de diámetro Producto ma.s Cuando aumenta el mas, aumenta la cantidad de fotones y disminuye el ruido que afecta principalmente las estructuras de bajo contraste. Por lo tanto al aumentar el mas aumenta la resolución de bajo contraste y esto se ve reflejado en el DCD. Fantoma de bajo contraste Bajo mas, pobre percepción del detalle Fantoma de bajo contraste Alto mas mejor percepción del detalle 30

31 Volver al menú Parámetros de Calidad 31

32 3.3)Ruido (1.1),(5) El ruido en Tomografía Computada es una fluctuación de los números CT de un punto a otro de la imagen de un material uniforme, como el agua El ruido puede ser descripto usando a desviación estándar (σ) de los valores en una matriz de imagen(píxels) usando la siguiente expresión: Determinación del ruido Ruido( σ ) Σ ( Xi X) 2 n 1 n: número total de píxels dentro de la región X i : valor individual de píxel X: media de los valores de los píxels El ruido depende de: 3.3.1) Número de fotones que llegan a los detectores 3.3.2) Tamaño de la matriz (tamaño del píxel) 3.3.3) Algoritmo 3.3.4) Amplificadores (ruido electrónico) Expresión Medición del ruido 32

33 3.3.1)Número de fotones que llegan a los detectores (ruido cuántico) (2) Ruido 1 N fot N fot : número de fotones que alcanzan el detector Nfot D Efecto de la dosis sobre el ruido en una imagen tomográfica. Cuando la dosis aumenta el ruido decrece. 33

34 Ruido resultante de una baja dosis de radiación Que a su vez depende de: ) mas. Si aumento mas aumenta la cantidad de fotones y por lo tanto disminuye el ruido. R (1/mAs) 1/2 Fantoma de agua de 20 cm de diámetro Izquierda: Alto producto mas Bajo nivel de ruido Derecha: Bajo producto mas Alto nivel de ruido 34

35 Fantoma de agua Alto mas Reducción del ruido Fantoma de agua Bajo mas Ruido pronunciado Corte de abdomen Bajo mas Alto nivel de ruido 35

36 )Tensión del tubo (U) Si aumento la tensión del tubo disminuye el ruido. R 1/ U )Tamaño del paciente (atenuación) Un paciente más espeso produce mayor atenuación, es decir llegan menos fotones a los detectores y por lo tanto la imagen es más ruidosa. Fantoma de agua. Izquierda: 30cm de diámetro. Derecha: 20cm de diámetro ) Ancho de corte (colimación) 36

37 Al disminuir el ancho de corte, cerramos el colimador, los detectores reciben menos fotones y el ruido se incrementa. Fantoma de agua de 20cm de diámetro. Izquierda: corte fino Alto nivel de ruido. Derecha: corte grueso. Bajo nivel de ruido )Tamaño de la matriz (tamaño del píxel) Si se disminuye el tamaño de la matriz, aumenta el tamaño del píxel y por lo tanto disminuye el ruido. A la derecha matriz más chica, aumenta el tamaño del píxel aumenta la Señal/Ruido pero se pierde resolución espacial )Algoritmo El ruido afecta principalmente a los tejidos con bajas diferencias de contraste, por esto para eliminar el ruido se utiliza un algoritmo de baja frecuencia espacial (alisado) )Amplificadores 37

38 O ruido electrónico, propio del fenómeno de la radiación. Es menor que el ruido cuántico Expresión de dependencia del ruido La siguiente expresión muestra la dependencia del ruido de varios de estos factores. σ 2 (µ)=b/(w 3.h.D) σ 2 1/ W 3.h..D D IE/ σ 2.W 3.h D: dosis I: intensidad en mas E: energía del rayo en KeV σ: desviación estándar µ: coeficiente de atenuación lineal B: fracción de atenuación del paciente W: ancho del píxel h: ancho de corte Medición del ruido (1.2) El ruido se puede medir mediante el escaneo de un fantoma de agua ubicado en el campo y computando la media y la desviación estándar de las señales dentro del ROI. Fantoma Contenedor de agua cilíndrico de 20cm de diámetro. a) Calibración de números CT Medición Ruido en el píxel medido con un fantoma de agua de 20cm de diámetro. El ruido se mide en la región de interés mostrada. Se escanea el fantoma, y luego de la reconstrucción de la imagen se traza un área de interés (ROI) de 2 o 3 cm 2 (esto incluye unos 200 o 300 píxels). El ROI debe estar aproximadamente al centro del fantoma. Luego se mide el número CT promedio. 38

39 Dos medios que sirven como punto de calibración son el agua y el aire. Una vez al mes se mueve el ROI fuera de fantoma en la región de la imagen que contiene aire y se chequea el CT promedio del aire. Debería ser 1000 e un tomógrafo calibrado apropiadamente. Resultados esperados El número CT promedio del agua debe ser cercano a 0. Límites aceptables Para el agua: Si el promedio CT se aleja más de tres números CT de 0 (±3) el escáner falló el test. Para el aire: si el promedio CT se aleja más de cinco números CT de 1000 el escáner falló e test (-1000±5) Posibles causas de falla Falla en el algoritmo que genera los números CT Si la recalibración no ayuda se debe notificar al personal de servicio técnico. Frecuencia :diaria b) Desviación estándar de los números CT en agua Medición: se escanea el fantoma, y luego de la reconstrucción de la imagen se traza un área de interés (ROI) de 2 o 3 cm 2 (esto incluye unos 200 o 300 píxels). El ROI debe estar aproximadamente al centro del fantoma. Luego se mide la desviación estándar de números CT. Resultados esperados Los valores típicos van de 2 a 7 números CT. El valor depende de KVp, mas, ancho de corte, tamaño del fantoma, del algoritmo de reconstrucción y de la posición del área de interés (es menor en los bordes que en es centro de la imagen del fantoma). Por este motivo cada ves que se realice el test debe asegurarse que la técnica sea la misma y que la desviación sea medida en el mismo lugar(normalmente en el centro del fantoma). Límites de aceptación Idealmente la desviación estándar debe ser muy pequeña. El límite actual de aceptación será determinado por las medidas anteriores durante la mejor actuación del tomógrafo. Si la desviación estándar aumenta es un indicativo de ruido en la imagen, con mayor variación píxel a píxel de los números CT y una más pobre resolución de bajo contraste. Se debe notificar al personal de servicio técnico. 39

40 Posibles causas de falla Decrecimiento de la dosis (baja del rendimiento del tubo de rayos X) Incremento del ruido electrónico de los detectores de rayos X, los amplificadores o el conversor A /D. Frecuencia: diaria 3.4- Linealidad (1.1) La linealidad indica la relación de los números CT con los coeficientes de atenuación lineal del objeto Es muy importante realizar calibraciones periódicas para comprobar que el agua sigue siendo representada por el cero y los restantes materiales por sus números CT correspondientes. Se sugiere realizar una calibración diaria utilizando el fantoma de cinco patas. Después de realizar un barrido del fantoma se anota el número CT correspondiente a cada pata y se construye un gráfico con el valor medio y a desviación estándar. El gráfico, con los números CT en un eje y el coeficiente de atenuación lineal en el otro debe ser una línea recta. La falta de linealidad indica que el equipo funciona mal o está desalineado. (2.1) El coeficiente de atenuación de cada pata se conoce y el número CT se Cada una de las cinco patas es un material plástico con características conocidas. Características del fantoma de cinco patas Material Densidad(g/cm3) µ lineal(cm-1) a 60 KeV Polietileno C2H4 0,94 0, Poliestireno C8H3 1,05 0, Nylon C6H11NO 1,15 0, Lexán C16H14O 1,20 0, Plexiglás C5H8O2 1,19 0, Agua H2O 1,00 0,206 0 Número CT aproximado 40

41 CT u(1/cm) Gráfico realizado con los datos de la tabla anterior La linealidad del sistema es aceptable si la representación gráfica de los números CT medios e función del coeficiente de atenuación lineal es una línea recta 3.5- Uniformidad de campo (1.1) En cualquier momento que se realice un barrido de un material uniforme el valor de los píxels debe ser uniforme en toda su superficie La uniformidad de campo se realiza por lo general con un fantoma de agua de 20cm de diámetro y puede ser verificada mediante la inserción de cinco regiones de interés de alrededor del 5% del área total del fantoma. La desviación máxima de números CT no debería ser mayor a 2HU. Verificación de la uniformidad con un fantoma de agua de 4120cm de diámetro

42 Artefactos (1.1) Un artefacto es una distorsión o error en una imagen que no se relaciona con el objeto estudiado Si bien los artefactos no son un parámetro de calidad, estos pueden degradar la Calidad de la Imagen y afectan a la percepción del detalle. Tipos de artefactos 1) Movimiento 2) Metal 3) Endurecimiento del rayo(beam Hardering) 4) Efecto de volumen parcial 5) Artefacto Anillo 6) Parte del objeto fuera del campo de visión 1) Movimiento Si los órganos o el paciente se mueven durante el barrido el sistema de medición considera esas partes en diferentes lugares durante la medición. Algunos sistemas tomográficos brindan la posibilidad de suprimir este tipo de artefacto. Corte tomográfico de abdomen con artefacto por movimiento Mismo corte al cual sin artefacto por movimiento 2) Metal Los presencia de metal en el paciente crea artefactos por tener una gran absorción. Los implantes metálicos, las prótesis dentales, los clips quirúrgicos, y otros, dan nacimiento a artefactos de líneas en la imagen. El objeto metálico absorbe la radiación resultando perfiles de proyección incompletos. Esta pérdida de información provoca la aparición de este artefacto. 42

43 Los artefactos metálicos se pueden reducir utilizando un programa de computación adecuado, como es el de Reducción de Artefactos Metálicos (MAR: Metal Artifact Reduction). Que básicamente lo que hace es completar os perfiles por interpolación. Artefacto causado por implantes metálicos en los huesos del fémur Efecto de corrección de artefacto metálico en el corte previo Artefacto creado por rellenos dentales metálicos Artefacto por metal Equipo: Hitachi W450 43

44 A) Creación de artefactos metálicos B) Método de corrección 3) Endurecimiento del rayo(beam Hardering) El Beam Hardering en tomografía es el incremento de la energía media del haz de RX al pasar a través de un objeto. Efecto de endurecimiento del haz al pasar a través de distintos tamaños de objetos. En la figura anterior vemos como a medida que aumenta el tamaño del objeto la energía media se traslada a la derecha porque os fotones de baja energía son absorbidos. Por esto el número CT de ciertas estructuras cambia. Este artefacto se presenta como bandas o líneas anchas y oscuras. También se lo conoce como cupping effect o efecto de copa ya que se suele ver en el escaneo de cerebro y aparece como un aumento de los números CT por la transición de tejido blando a tejido óseo de la bóveda. Estos números CT decrecen hacia el centro de ahí el término copa. 44

45 Imagen de un fantoma de cabeza Con efecto de copa Fantoma de cabeza Sin efecto copa Los artefactos de endurecimiento del rayo pueden ser reducidos o eliminados mediante el uso de programas de corrección de endurecimiento del rayo. A) Artefacto de endurecimiento del rayo, efecto de copa. B) Corregido a través de un programa de corrección. Ejemplos de artefacto de endurecimiento del rayo 4) Efecto de volumen parcial Cuando en vóxel contiene más de un tipo de tejido, el número CT para ese vóxel se basa en un promedio entre los tejidos. Cuando los tejidos dentro del vóxel 45

46 tienen densidades similares el promedio será un número que caiga en uno de ellos. Pero si dentro del vóxel hay tejidos de densidades muy diferentes el promedio caerá en un número CT inexistente. Los artefactos de volumen parcial aparecen como bandas o líneas. Artefacto de volumen parcial en la región posterior del cráneo Mediante el escaneo con cortes finos se puede minimizar este artefacto ya que hay menos probabilidad de tener más de un tipo de tejido dentro del vóxel. Imágenes TC de tres varas acrílicas de 12-mm-de diámetro suspendidas en aire paralelas a aproximadamente 15 cm del eje del escáner 46

47 Imagen obtenida con las varas totalmente introducidas en el ancho de la sección que no muestra ningún artefacto de volumen parcial. Imagen obtenida las varas parcialmente introducidas en el ancho de la sección, muestra artefactos de volumen parcial Otro método utilizado para reducción de este artefacto es la Reducción de Artefacto de Volumen (VAR: Volume Artifact Reduction). Esta técnica lo que hace es dividir el corte en cortes más finos, luego los suma y muestra una nueva imagen. 5) Artefacto Anillo Es un artefacto característico de la tercera generación de escáneres tomográficos, y nace como resultado de uno o varios detectores defectuosos. Artefacto anillo Artefacto anillo propio de un equipo de tercera generación 47

48 Los rayos que se miden en el detector defectuoso son tangentes al círculo Si el detector tiene una diferencia de ganancia de 0,1% con los detectores vecinos presentará este tipo de artefacto circular en la imagen. Esto indica que la ganancia del detector está disminuida y debe ser calibrada. Una falla en un detector en un equipo de cuarta generación no produce este artefacto. 6) Parte del objeto fuera del campo de visión Si parte del objeto se sale del campo de escaneo estos datos no se incluyen en ninguna proyección. Esto significa que se perdió la contribución de parte de la señal. Como resultado se observan áreas brillantes en los bordes de la imagen, cercanas a la parte del objeto fuera de campo. Parte del paciente fuera del FOV 48

49 INDICE 4- Expresión general de la Calidad de Imagen en Tomografía (1.1) σ µ ( ) KT. td. 3. D σ ( µ ) Es el error estadístico en la reconstrucción de la imagen. Ej variación del ruido respecto a un valor central. K Factor que convierte la dosis en piel en dosis absorbida. T Atenuación t d D Ancho de corte Tamaño del píxel Dosis 49

50 50

51 INDICE 5- Material y método Material: Bibliografía, paginas web, tomografías y fotografías. Método: 1-Diseño general del trabajo. 2- Recopilación y clasificación del material 3- Traducción del material en inglés 4- Consulta de dudas con el tutor 5- Realización y fotografiado de tomografías en el Hospital 6- Escritura del trabajo 7- Fotografiado digital de las placas tomográficas 8- Escaneado de fotografías de libros 9- Búsqueda de material y fotografías en la web para completar 10- Revisión, y conclusión del trabajo 51

52 INDICE 6- Resultados El trabajo muestra de que manera se puede mejorar la Calidad de la Imagen en Tomografía Computada, obteniendo y desarrollando una visión mucho más amplia de lo que son los parámetros de calidad. Además establece de que manera fue mejorándose la Calidad de la Imagen durante la historia, desde el primer tomógrafo hasta el helicoidal. 52

53 INDICE 7- Conclusiones Mejora de la resolución espacial: Una mancha focal pequeña y un ancho de apertura del detector pequeño mejoran la resolución espacial. Un ancho de corte cercano al tamaño del objeto mejorará significativamente la resolución espacial. Un tamaño de matriz grande provee una gran mejora en la resolución espacial. Las matrices mas grandes hasta el momento son de 1024*1024 píxeles. Disminuir el tamaño del píxel mediante la reducción del FOV produce una mejora de la resolución espacial. Es conveniente utilizar el zoom y no la magnificación para ver en detalle una parte de una imagen, ya que el zoom mejora la resolución espacial. Un aumento del número de proyecciones mejora también la resolución espacial. Debe utilizarse un algoritmo alta resolución (de realce de bordes) para ver en detalle estructuras de alto contraste. Ej. pulmones, huesos, oído interno, etc. Para evaluar enfermedades pulmonares en un tomógrafo convencional optimizando la resolución espacial la mejor técnica no invasiva es la HCRT. La misma consiste en realizar cortes finos (de 1mm a 2mm), reducir el tamaño del píxel (usando un campo de visión más pequeño) y aplicar un filtro de alisado en caso que sea necesario disminuir el ruido. Mejora de la resolución de bajo contraste Incrementar la técnica mejora la resolución de contraste pero siempre hay que tener en cuenta la relación costo beneficio de incrementar la técnica sin aumentar la dosis en perjuicio del paciente. Disminuir el ancho de corte teniendo en cuenta que debe ser incrementada la técnica. Aplicar un filtro de alisado de bordes mejora la resolución de contraste ya que atenúa la señal del ruido en la imagen Mejora del Ruido Aumentar de alguna manera la cantidad de fotones que llegan al detector disminuye el ruido. 53

54 Para aumentar la cantidad de fotones se puede aumentar la técnica pero siempre teniendo en cuenta la contextura física del paciente para no excedernos en la dosis. También se podría aumentar el ancho de corte siempre que no se necesite ver estructuras pequeñas con alta resolución. Otra posibilidad de disminuir el ruido es disminuir el tamaño de la matriz para aumentar el ancho del píxel, pero también disminuye la resolución espacial. Utilizar un algoritmo de alisado mejora las imágenes de bajo contraste que son las más afectadas por el ruido. Mejora de la Calidad de la Imagen a través de la historia Matrices más grandes y acortamientos de los tiempos de escaneo han permitido una mejora significativa de la imagen a través de la historia Los tomógrafos helicoidales ofrecen muchas ventajas respecto a los secuenciales, como acortamiento de los tiempos de estudio que permite eliminar los artefactos por movimiento del paciente, con este se eliminan los artefactos por diferencia de profundidad inspiratoria que se generan con cortes secuenciales y se logran mucho mejores reconstrucciones 3D. 54

55 INDICE 8- Bibliografía Euclide Seeram- año Computed Tomography - W.B Saunders Company. (1.1) Chapter 11 (1.2) Chapter 23 ISBN: Steward Bushong- año 1997/1998- Manual de radiología para Técnicos 5 y 6 edición- Mosby.- (2.1)ISBN: Capítulo 24 (2.2)ISBN: Capítulo 31 (3) Javier Gonzalez Rico. José A. Vara del Campo. José C. Vázquez Luna-año 1992-Tomografía Computada-Editorial Paraninfo.- Capítulo 5 ISBN: (4) Programa de Control de Calidad de Siemens. CT Quality in Computed Tomography. Medical Division Enlangen.Taining Center TDF.Computed Tomography Group. (5) Tecnología de las Imágenes II. Ing. Gustavo Chumillo. (6) Tomografía Computada Helicoidal: fundamentos, principales aplicaciones y ventajas respecto a la Tomografía Computada convencional. Vol. 10 N 1 Abril Dr. Manuel Fernández A. Clínica Las Condes Páginas web: /articulo_008.htm a.edu/ge/slides/ctphys2/index.htm&prev=/ facts.pdf Agradecimientos Ing. Gustavo Chumillo Dra. María Elena Levín Alejandra Petrungaro Nicolás y Leandro Kamín 55