3.3- Ruido - Universidad Nacional de San Martín

Calidad de la Imagen en
Tomografía Computada
Título:
Calidad de la Imagen en Tomografía
Alumno:
Spinelli Carla Paola
Tutor:
Ing. Gustavo Chumillo
Prácticas:
Hospital SantojanniDra. María Elena Levín
Presentación:
año 2006
Universidad:
Universidad Nacional de General San Martín
Carrera:
Tecnicatura en Diagnóstico por Imágenes
1
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
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
INDICE
▲
2- La Calidad de la Imagen a través de la historia
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
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
Tomógrafo de haz de electrones
de 400 a 4000 detectores fijos
(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
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
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
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
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
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.
3.1.2)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.
3.1.3)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.
3.1.4)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
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 1986-
3.1.5)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.
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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
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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
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
Alta resolución o de realce
de bordes.
Propiedad
Buena resolución
de alto contraste.
Uso
Huesos
Entramado pulmonar
Oído interno
14
Fantoma de
alto contraste.
Algoritmo de
Alta
resolución.
Estándar
Fantoma de
alto contraste.
Algoritmo de
ultra alta
resolución.
Resolución y nivel
Cerebro
de ruido moderados.
Suavizado o alisado de bordes Buena resolución de Buena diferenciación
bajo contraste
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
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
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.
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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.
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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.
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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
LR=15pl/mm
LR-1 =
1
= 0,06cm/pl= 0,6mm/pl
15pl/cm
TO=0,3mm
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
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
( µ tej µ agua ) . 1000
µ agua
. HU
µ= f (ρ , Z , E rx )
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.
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Resolución de bajo contraste para cinco escáneres diferentes
Elcint CT-Twin
0.25% a 3mm
Picker PQ-2000
0.35% a 1.5mm
0.70% a 3mm
Toshiba TCT-900S/X
0.5% a 2mm
0.75% a 3mm
Siemens Somatom Plus-S
0.3% a 2.5mm
0.36% a 3mm
Philips Tomoscan SR
0.35% 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
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3.2.1)Flujo de fotones que alcanza el detector ▲
El flujo de fotones depende de:
3.2.1.1) mAs y KVp. Cuando se incrementa la técnica se incrementa el
flujo de fotones mejorando la resolución de bajo contraste.
3.2.1.2) 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.
3.2.1.3)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.
3.2.1.4) Filtración del rayo. Reduce el flujo de fotones, por lo tanto
empeora la resolución de bajo contraste.
3.2.1.5)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.
3.2.2)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)
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Algoritmo
Alta resolución o de realce de bordes.
Propiedad
Buena resolución
de alto contraste.
Uso
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
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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
(2.2)
Fantoma de bajo contraste
Fantoma de bajo contraste
Poliestireno con agujeros llenos de
agua con metanol o sacarosa
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:
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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
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
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
▲ Volver al menú Parámetros de Calidad
31
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 )
n
2
1
n: número total de píxels dentro de la región
Xi: 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
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
Ruido resultante de una baja dosis
de radiación
Que a su vez depende de:
3.3.1.1) 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
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
3.3.1.2)Tensión del tubo (U)
Si aumento la tensión del tubo disminuye el ruido.
R ∼1/ U4
3.3.1.3)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.
3.3.1.4) Ancho de corte (colimación)
36
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.
3.3.2)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.
3.3.3)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).
3.3.4)Amplificadores ▲
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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.
σ2(µ)=B/(W3.h.D)
σ2∼ 1/ W3.h..D
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
D ∼ IE/ σ2.W3.h
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.
Ruido en el píxel medido con
un fantoma de agua de
20cm de diámetro.
El ruido se mide en la región
de interés mostrada.
a) Calibración de números CT
Medición
Se escanea el fantoma , y luego de la reconstrucción de la imagen se traza un
área de interés (ROI) de 2 o 3 cm2 (esto incluye unos 200 o 300 píxels). El ROI
debe estar aproximadamente al centro del fantoma. Luego se mide el número
CT promedio.
38
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 cm2 (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
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 Número CT
aproximado
60 KeV
Polietileno
C2H4
0,94
0,185
-85
Poliestireno C8H3
1,05
0,196
-10
Nylon
C6H11NO 1,15
0,222
100
Lexán
C16H14O
1,20
0,223
115
Plexiglás
C5H8O2
1,19
0,229
130
Agua
H2O
1,00
0,206
0
40
200
150
100
CT
50
0
-50
-100
0.18
0.19
0.20
0.21
0.22
0.23
0.24
u(1/cm)
Gráfico realizado con los datos de la
tabla anterior
3.5- Uniformidad de campo ▲
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
(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
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
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 Efecto de corrección de artefacto
metálicos en los huesos del fémur metálico en el corte previo
Artefacto creado por rellenos
dentales metálicos
Artefacto por metal
Equipo: Hitachi W450
43
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
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
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
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
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
INDICE
▲
4- Expresión general de la Calidad de Imagen en Tomografía
(1.1)
σ(µ )
.
KT
3.
.
td D
σ(µ )
Es el error estadístico en la reconstrucción de la imagen. Ej variación
del ruido respecto a un valor central.
K
T
Factor que convierte la dosis en piel en dosis absorbida.
Atenuación
t
Ancho de corte
d
Tamaño del píxel
D
Dosis
49
50
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
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
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
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
INDICE
▲
8- Bibliografía
Euclide Seeram- año 1994- Computed Tomography - W.B Saunders Company.
(1.1) Chapter 11
(1.2) Chapter 23
ISBN: 0-7216-6710-4
Steward Bushong- año 1997/1998- Manual de radiología para Técnicos 5°y 6°
edición- Mosby.(2.1)ISBN: 84- 8086- 031 - Capítulo 24
(2.2)ISBN: 84-8174-309-7- Capítulo 31
(3) Javier Gonzalez Rico. José A. Vara del Campo. José C. Vázquez Luna-año
1992-Tomografía Computada-Editorial Paraninfo.- Capítulo 5
ISBN: 84-283-1930-8
(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 1999 -Dr. Manuel Fernández A. Clínica Las Condes
Páginas web:
http://www.clinicalascondes.cl/Area_Academica/Revista%20Medica%20Abril%2
01999/articulo_008.htm
http://www.bioingenieros.com/bioaquinas/tomografia/index.htm?generaciones.htm&1
http://radiographics.rsnajnls.org/cgi/content/full/24/6/1679
http://www.rcp.ijs.si/~zdravkok/&prev=/
http://www.aapm.org/meetings/03AM/pdf/9794-13379.pdf
http://www.jacmp.org/cJournal/archive.php?op=read&mode=pdf&articleid=2531
0
http://www.vamp-gmbh.de/micro-ct/image_quality.php&prev=/
http://www.sprawls.org/resources/CTIQ/module.htmhttp://dolphin.radiology.uiow
a.edu/ge/Slides/CTPhys2/index.htm&prev=/
http://www.e-radiography.net/mrict/CT_IQ.pdf
http://ric.uthscsa.edu/personalpages/lancaste/DI2_Projects_2003/HelicalCT_arti
facts.pdf
http://www.ctug.org.uk/meet02/noiseandspatialresct.pdf
Agradecimientos
Ing. Gustavo Chumillo
Dra. María Elena Levín
Alejandra Petrungaro
Nicolás y Leandro Kamín
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