Tomografia computerizzata

Tomografia computerizzata
La Tomografia Assiale Computerizzata è il primo esempio di tecnica radiologica digitale che
converte le informazioni di tipo analogico in dati numerici trattabili da elaboratori. Da un punto di
vista teorico le basi della TAC furono introdotte dal matematico J. Radon nel 1917. Questi stabilì
che una qualsiasi sezione di un oggetto solido poteva venire ricostruita univocamente da un insieme
infinito di proiezioni dello stesso. Solo negli anni 50’-60’ alcuni studiosi, fra i quali il fisico
Comack, misero a punto gli algoritmi per ricostruire immagini di sezioni di un corpo mediante un
numero finito di proiezioni. Nel periodo 1967/1971 Hunsfield realizzò, mediante un massiccio
utilizzo della crescente tecnologia dei minicomputer, la prima apparecchiatura per tomografia
assiale computerizzata. Il primo apparecchio tomografico fu sperimentato clinicamente in Gran
Bretagna a partire dal 1971 e da allora sono stati notevolmente ridotti sia i tempi di acquisizione
che i tempi di ricostruzione delle immagini. Inizialmente l’acquisizione dei dati richiedeva circa 5
minuti e la successiva elaborazione circa 20 minuti. Oggi sono comuni tempi di acquisizione e di
ricostruzione di circa 3 secondi.
La tomografia assiale computerizzata (TAC) è ancora oggi un esame di routine, perché le
macchine sono ormai di vasta diffusione nei centri ospedalieri e perché è rapida ed economica. La
TAC è un esame leggermente invasivo, come gli altri esami radiologici che usano i raggi X. È
indicata in tutte le situazioni di emergenza (traumi cranici, diagnosi di emorragie, ischemie, tumori,
diagnosi nei casi di coma per causa sconosciuta) in cui un esame di risonanza magnetica (RM) non
è accessibile o praticabile. Mentre in tali situazioni (in particolare per la visualizzazione di
emorragie cerebrali) la TAC può avere vantaggi rispetto alla RM, in molti altri casi è preferibile un
esame di RM perché completamente innocuo e di risoluzione notevolmente migliore. La TAC può
essere eseguita senza o con iniezione endovenosa di un mezzo di contrasto, che facilita la
visualizzazione di processi infiammatori e di tessuti molto vascolarizzati, come ad es. nel caso di
tumori.
La tomografia convenzionale è una tecnica radiografica-volumetrica che produce l’immagine di uno
strato singolo e quindi i dati ottenuti possono essere considerati ‘analitici’ riguardanti cioè la sola
struttura inclusa nello strato sezionato.
La Tomografia Computerizzata (tc) è inoltre un procedimento radiografico-digitalizzato che
permette di rappresentare sezioni assiali o parassiali di spessore finito del corpo umano tramite
immagini esenti da sovrapposizioni e da cancellazioni, caratterizzate da una elevatissima
risoluzione contrastografica.
I valori di densità dei singoli elementi di volume in cui viene suddiviso lo strato in esame si
traducono in corrispondenti tonalità di grigio sull’immagine. Si effettua in pratica una misura di una
mappa di valori di assorbimento e successivamente una trasformazione in una mappa di differenti
valori di grigio. Nella ricostruzione dello strato, la sua superficie viene suddivisa in una matrice di
elementi di dimensioni uniformi (pixel) ed in una superficie di elementi di volume e di dimensioni
uniformi (Voxel), che risultano quindi definiti stabilendo lo spessore dello strato. La TC è stata la
prima metodica di immagine diagnostico ad avvalersi del computer ed ha aperto la via all’immagine
digitale. In un tomografo computerizzato il sistema di misura costituito da una sorgente radiogena e
da un detettore, allineati e contrapposti, opera una scansione lineare sul piano topografico lungo
tutta la sezione trasversale interessata. Segue una rotazione del sistema di misura di circa 1° alla
quale succede una nuova scansione lineare in senso opposto e così via fino anche non sia stata
completata una rotazione complessiva di almeno 180°. Durante l’intero procedimento di scansione,
il segnale di misura ottenuto da un penello raggi finemente collimato, viene campionato,
digitalizzato e trasmesso ad un computer. Questo calcola dai valori di misura la distribuzione
bidimensionale di valori di assorbimento dello strato in esame, la quale infine dopo la
commutazione in segnale video permette di rappresentare l’immagine della sezione sul monitor
televisivo. Come si vede si attua in realtà un procedimento di tomodensitometria computerizzata e
per questo motivo ha trovato larga diffusione nei paesi francofoni il termine di Tomodensitometria
(TDM).
La TC ha confermato in pieno le sue promesse e si è inserita nel novero dei procedimenti di
immagine diagnostico più affermati, rivestendo spesso il ruolo di metodica elettiva od assumendo
quanto meno una posizione di priorità di impiego.
La TC dopo essersi attestata negli anni ’80 su di un plafond di altissimo livello informativo e
densità di utilizzo si è avvalsa del balzo in avanti compiuto dall’innovazione tecnologica negli
ultimi anni di quel decennio per entrare in una fase di ulteriore continuo progresso applicativo e
lanciarsi verso nuove frontiere diagnostiche.
Il processo tecnologico della TC è avanzato lungo le seguenti principali direttrici.:
_ sviluppo di nuovi sistemi, fondati su differenti principi di scansione, nell’intento prioritario di
abbreviare il tempo di raccolta delle misure;
_ sviluppo e d’utilizzo di nuovi e più perfezionati componenti d’impianto al fine di migliorare la
qualità dell’immagine e aumentare l’efficienza operativa.
_ sviluppo di sistemi di calcolo più efficienti al fine di ridurre il tempo d’attesa dell’immagine e
aumentare il flusso degli esami ;
_ sviluppo di software applicativi per l’esecuzione di esami funzionali.
Nell’intento di migliorare le prestazioni riducendo il tempo di misura sono stati sviluppati e
introdotti nell’esercizio clinico tomografi computerizzati realizzati secondo i quattro fondamentali
principi di scansione:
a) L’impianto a scansione
parallela per mezzo di un singolo pennello raggi che viene
alternativamente traslato e ruotato e che utilizza in modo assolutamente scarso la radiazione
del tubo radiogeno e richiede un lungo tempo di misura
b) L’impianto a scansione parallela per mezzo di più pennelli raggi offre un migliore utilizzo
della radiazione emessa e porta quindi ad abbreviare il tempo di misura
c) L’impianto con fascio a ventaglio presenta una rotazione solidale intorno al paziente della
sorgente radiogena ed un sistema rilevatore ad essa contrapposto ed allineato
d) L’impianto ad anello di detettori con una corona fissa di rilevatori., lavora con un fascio a
forma di ventaglio piatto di apertura tale da investire simultaneamente tutta la sezione
trasversale del corpo e richiede per tanto solo un movimento di rotazione della sorgente
radiogena
I sistemi TC con fascio a ventaglio e i sistemi ad anello di detettori attualmente in esercizio
nel mondo ammontano a 28000 unita.
La TC volumetrica con sistemi a rotazione continua è costituita dalla:
-TC RAPIDA
-TCSPIRALE
Pur disponendo di sistemi a rotazione continua la TC convenzionale mantiene alcune notevoli
limitazioni. Il tempo di esame risulta notevolmente più lungo del tempo effettivo di scansione, in
quanto sono richiesti intervalli di interscansione per consentire gli avanzamenti della tavola e per i
comandi respiratori. Ciò influisce in modo particolarmente negativo quando viene impiegato il
m.d.c. in quanto è possibile acquisire soltanto poche sezioni durante il periodo di massima
intensificazione del contrasto. Inoltre esiste sempre il rischio di non rilevare la presenza di piccole
lesioni o di rilevarle in modo non corretto per la variazione dei livelli non respiratori od altro
movimento del paziente.
Nell’intento di superare tutti questi limiti della TC convenzionale, fu ideata nel 1989, la tecnica
della TC SPIRALE, caratterizzata dalla scansione continua di un intero volume anatomico nel più
breve tempo possibile. Essa entrò in esercizio clinico nel 1990; attualmente viene considerata il
metodo di scelta per la TC volumetrica. La scansione continua di volume viene ottenuta
dall’acquisizione continua dei dati di molteplici rotazioni del sistema tubo radiogeno – detettore
intorno ad un paziente in movimento continuo longitudinale attraverso il foro di Gantry. Ne risulta,
per il fuoco della sorgente radiogena, un movimento a spirale cilindrica o di tipo elicoidale, da cui
sono nate due diverse denominazioni della tecnica. I parametri di scansione della TC spirale sono da
considerarsi molto simili a quelli della TC convenzionale con tempi complessivi di scansione (da 20
a 60 secondi ) e valori di corrente che devono essere limitati per evitare l’eccessivo riscaldamento
del tubo. L’unico parametro aggiuntivo è dato dall’avanzamento in mm della tavola per 360° di
rotazione del sistema misura, tipicamente variabile da 1 a 10 mm. Viene definito Pitch il rapporto
fra l’avanzamento corrispondente a 360° di rotazione e lo spessore dello strato collimato. Il rapporto
ottimale ai fini della qualità è costituito da un valore di Pitch =1. Valori di Pitch superiori a 1,5
rappresentano una soluzione di compromesso fra l’esigenza di una grande estensione di spirale e
quella di una qualità d’immagine accettabile. L’esame Tc volumetrico può essere condotto con una
sola TC spirale oppure con una combinazione di diversi segmenti successivi di spirali. Vengono
successivamente ricostruite sezioni transassiali con intervalli di ricostruzione arbitri e con
possibilità di sovrapposizione; da processi di post elaborazione si ottengono immagini multiplanari
o in 3D.
Vi è poi la TECNICA TC ANGIO che consiste in un acquisizione volumetrica continua a mezzo
di TC spirale, effettuata in sincronismo con l’iniezione intravenosa in sede periferica di m.d.c.;
e infine si ha la TC ULTRARAPIDA con sistemi a fasci di elettroni EBT.
L’acquisizione delle immagini avviene attraverso questa apparecchiatura:
Il principio di base della TC ultrarapida si fonda sull’uso della deflessione magnetica di un fascio di
elettroni in luogo del classico tubo radiogeno ad anodo rotante. Il fascio di raggi a ventaglio che
genera i profili di assorbimento non si muove più per effetto di movimenti meccanici del sistema
tubo radiogeno-detettore; si ha quindi la possibilità di una drastica riduzione dei tempi di scansione
e di alta emissione radiante, in modo continuo senza limitazioni di durata.
I PARAMETRI TECNICI DELLA TC possono essere suddivisi in:
•
Parametri di scansione
•
Parametri di ricostruzione
•
Parametri di visualizzazione
Parametri di scansione
Questi determinano la modalità di scansione ed hanno effetto sulla qualità dell’immagine, sulla dose
assorbita dal paziente e sulla durata dell’indagine. In base alla loro funzione possono essere
suddivisi:
-
parametri di esposizione
-
parametri geometrici
I Parametri di Esposizione determinano la modalità di emissione dei fotoni da parte del tubo
radiogeno e sono analoghi a quelli della TC tradizionale; i parametri Geometrici sono invece
connessi alla modalità di acquisizione tomografica dell’immagine, non sono perciò presenti in
radiologia tradizionale. I parametri di esposizione comprendono i KV (kilovolt), i
mA
(milliampere) e il tempo di scansione.
a)CHILOVOLT Negli apparecchi di tomografia computerizzata la possibilità di variare i kv è
estremamente limitata ; alcuni apparecchi consentono di utilizzare un solo valore (120 –130 Kv),
altri consentono di utilizzare due o più valori compresi tra gli 80 e 140 kv. Vi possono essere
infatti, delle situazioni in cui è necessario poter avere la possibilità di variare i kv questo sia per
migliorare la qualità delle immagini che per la TC quantitativa.
Miglioramento della qualità delle immagini L’aumento della tensione, ad
esempio da 120 a 130 kv, determina l’aumento dell’energia media dei fotoni, quindi un numero
maggiori di fotoni attraverserà la sezione corporea e aumenterà cosi il numero dei fotoni
rilevabili dai detettori, consentendo un basso rumore di fondo
TC quantitativa Questa è alla base della densitometria ossea che può essere
condotta con tecnica a singola energia o a doppia energia; quest’ultima ha il vantaggio di essere
una metodica più accurata rispetto alla tecnica a singola energia.
b)MILLIAMPERE
E’ un parametro molto importante in quanto influenza sia la qualità
dell’immagine che la dose del paziente. Aumentando i milliampere, e mantenendo inalterati gli altri
parametri, aumenta il numero dei fotoni emessi dal tubo radiogeno e quindi il numero rilevato dai
detettori e perciò diminuisce la rumorosità dell’immagine. L’aumento della dose, che si verifica
aumentando i mA o il tempo di scansione, influenza la qualità dell’immagine e in particolare la
risoluzione di contrasto, presentando tuttavia anche problematiche di tipo protezionistico per il
paziente; infatti se si vuole ridurre il rumore è necessario quadruplicare la dose ma è altrettanto
opportuno operare in modo da contenere l’esposizione del paziente.
Le strutture anatomiche che vengono esaminate in TC vengono distinte sulla base delle
caratteristiche di contrasto:
-
strutture ad alto contrasto
-
strutture a basso contrasto
a) Strutture ad alto contrasto L’alto contrasto può essere dato dalla presenza di una struttura
costituita da un’ elemento ad elevato numero anatomico, quale il calcio a livello delle ossa,
oppure dalla presenza di una struttura con densità estremamente bassa, quale l’aria presente
a livello dei polmoni. In queste applicazione è possibile ottenere dei buoni risultati
applicando delle dosi di esposizione molto contenute.
b) Strutture a basso contrasto Il numero delle strutture anatomiche con basso contrasto è
decisamente superiore rispetto a quelle dotate di alto contrasto ed è riconducibile alle
cosiddette ‘strutture molli ‘. In molte di queste strutture trovano impiego i mezzi di contrasto
che hanno l’obbiettivo di aumentare le differenze di contrasto fra le varie strutture; così ad
esempio nell’encefalo in cui il basso contrasto è particolarmente elevato tra la sostanza
bianca e la sostanza grigia, nel fegato a livello dell’addome, nei dischi intervertebrali a
livello del rachide.
c)TEMPO DI SCANSIONE Il tempo di scansione indica il tempo impiegato dal tubo radiogeno o
dal sistema tubo radiogeno-detettori per completare una rotazione di 360°. Ogni scansione consente
diverse velocità di scansione in quanto la massima velocità non sempre fornisce il migliore risultato
iconografico.Se da un lato la riduzione del tempo di scansione permette di ridurre l’incidenza degli
artefatti da movimento e la durata dell’indagine, dall’altro lato determina, mantenendo costanti gli
altri parametri, la riduzione dei fotoni emessi dal tubo radiogeno e quindi del numero dei fotoni
rilevati dai detettori, con conseguente aumento di rumorosità dell’immagine.
Il rumore di fondo può essere mantenuto costante se alla riduzione del tempo di scansione si
accompagna un aumento proporzionale dei mA. In generale tempi di scansione brevi sono
preferibili nell’indagine del collo, del torace dell’addome per ridurre i tempi di apnea del paziente,
mentre tempi di scansione più lunghi sono in genere preferibili nell’indagine di parti anatomiche
che non risentono dell’attività respiratoria. La riduzione del tempo di scansione può essere anche
realizzata limitando la rotazione del tubo radiogeno ad un’ arco di 220°; questo tipo di acquisizione
denominata ‘ half scan’ consente di ridurre del 40% la durata stessa della scansione; tuttavia con
questa modalità la qualità dell’immagine tende ad essere inferiore rispetto a quella ottenuta con una
rotazione completa del tubo radiogeno denominata ‘ full scan ‘(360°). In alcuni apparecchi la
rotazione del tubo radiogeno, anzichè limitarsi a 360°, può proseguire per un’ angolo pari
all’ampiezza del fascio, ne risulta una rotazione di circa 400° detta ‘overscan’.
I Parametri Geometrici comprendono il campo di scansione, lo spessore dello strato,
l’incremento degli strati, il pich factor e l’inclinazione dello strato.
a) CAMPO DI SCANSIONE (FOV) Corrisponde al diametro della superficie circolare acquisita
durante la scansione. Ogni apparecchio consente di scegliere tra diversi campi di scansione, in
funzione dell’area anatomica sede dell’indagine e delle dimensioni fisiche del paziente. Il campo di
scansione scelto dall’operatore deve essere il più piccolo possibile tra quelli disponibili, in grado di
contenere tutta la struttura anatomica del paziente. La scelta di un campo di scansione
eccessivamente grande determina la presenza nell’immagine di un’ampia superficie contenente aria,
la quale per la sua bassa densità ,tende a determinare un’ imprecisione nei valori densitometrici che
vengono calcolati dal logaritmo di ricostruzione; se invece il campo di scansione è troppo piccolo
per contenere tutta la struttura anatomica si determina la comparsa di artefatti in corrispondenza dei
bordi dell’immagine e ciò avviene poichè l’algoritmo di ricostruzione presume che l’attenuazione
dei fotoni si sia verificata esclusivamente all’interno del campo selezionato. Questo artefatto può
presentarsi anche quando il paziente viene posizionato sul lettino eccessivamente a destra o a
sinistra oppure quando il lettino stesso è troppo alto o troppo basso.
c) SPESSORE DELLO STRATO Questo parametro di scansione ha effetto sia sulla qualità
dell’immagine che sulla dose del paziente. E’ opportuno un’ uso corretto di questo
parametro in quanto può, in alcune situazioni, modificare in modo sensibile la qualità
dell’immagine TC. La scelta dello spessore dello strato è di solito dettata dall’estensione in
senso verticale della struttura anatomica che deve essere esaminata; pertanto lo spessore più
grosso(7_10mm)si usa quando viene esaminato l’encefalo, il torace, l’addome; lo spessore
intermedio (3-5mm) è impiegato nello studio di strutture anatomiche di dimensioni più
ridotte, quali ad esempio la fossa cranica superiore, i surreni, la vescica; lo spessore più
piccolo è impiegato per lo studio di strutture anatomiche di piccole dimensioni ed è riservato
all’ipofisi, alle orbite, alla rocca petrosa. La variazione dello spessore determina una
variazione nel rumore dell’immagine TC; la riduzione dello spessore della metà determina
un’ aumento del rumore del 40%. Questo aumento del ‘ rumore quantico ‘ è un fenomeno
statistico presente in ogni sistema che usa fotoni (quanti) per produrre immagini. La
compensazione di questo aumento del rumore può essere ottenuta raddoppiando la dose, va
però tenuto presente che vi sono delle limitazioni nella possibilità di raddoppiare la dose
soprattutto in pazienti robusti e in sedi anatomiche critiche, come nel caso che le scansioni
vengano condotte attraverso le spalle o nella regione lombo-sacrale. In alcune situazioni
l’aumento del rumore che si induce con scansioni eccessivamente sottili può determinare un
sensibile aumento del ‘noise’ comportando una perdita della risoluzione del contrasto; va
infatti tenuto presente che il rumore risente molto dello spessore dello strato in quanto si
riduce, a collimazione più stretta, il flusso fotonico del tubo a raggi x.
c)INCREMENTO DEGLI STRATI L’incremento degli strati detto anche ‘passo’ o ‘intervallo di
scansione’ corrisponde allo spostamento del lettino portapaziente tra due scansioni successive e
alla distanza tra il centro di uno strato e il centro dello strato successivo. L’ incremento può essere
maggiore dello spessore in modo d’acquisire il volume indagato riducendo il numero degli strati
consentendo cosi di ridurre la durata dell’indagine e la dose del paziente; in questo modo le
scansione risultano distanziate e perciò si determina la comparsa tra strato e strato di una zona non
acquisita. L’incremento può essere anche minore dello spessore; in tal caso gli strati risultano
parzialmente sovrapposti ‘embricati’.
d)PICH FACTOR Negli apparecchi TC con modalità di acquisizione spirale, caratterizzati da
rotazione continua del tubo radiogeno associata allo scorrimento continuo del tavolo portapaziente
è presente un’ulteriore parametro, chiamato ‘pitc factor’ che esprime il rapporto tra spostamento del
tavolo nel corso di una rotazione di 360° e spessore dello stato acquisito. Ad esempio, selezionando
uno spessore di strato di 10 millimetri e con pich pari a 1.1 lo spostamento del tavolo sarà di 10
millimetri e con pich pari a 1.5:1 sarà di 15 millimetri, con pich 2:1 sarà di 20 millimetri e cosi
avanti. Generalmente nella TC spirale si utilizza in pich pari a 1 o lievemente maggiore per poter
acquisire un volume più ampio senza aumentare la durata della scansione;valori più elevati possono
essere indicati nelle indagini di pazienti scarsamente collaboranti. Con la TC spirale l’incremento
non è più un parametro di scansione bensì diventa un parametro di ricostruzione in quanto completa
l’acquisizione di un determinato volume. E’ possibile ricostruire una serie di strati o un singolo
strato.
c)INCLINAZIONE DELLO STRATO (gantry tilt) L’acquisizione degli strati può essere verticale
o inclinata, mediante inclinazione del gantry in modo d’acquisire certe strutture anatomiche
secondo il loro asse o per escludere dal piano di scansione strutture ad elevata densità in grado di
generare artefatti o per evitare che strutture
metalliche che possono generare artefatti.
L’inclinazione ottimale viene valutata sulla scout view. L’inclinazione massima dello stato varia da
apparecchio ad apparecchio ed è generalmente compresa tra 20°e 30°
Parametri di ricostruzione
I parametri di ricostruzione (matrice, campo di ricostruzione, filtro di ricostruzione) possono
modificare il modo nel quale i dati raccolti durante la scansione definiti ‘dati grezzi’, vengono
elaborati dall’algoritmo di ricostruzione per generare l’immagine. Questi parametri vengono
impostati sulla consolle assieme ai parametri di scansione prima che inizi il processo di
acquisizione dei dati; tuttavia i dati grezzi rimangono disponibili per un certo periodo di tempo e
possono essere successivamente utilizzati per ottenere nuove ricostruzioni dello stesso strato,
variando i valori dei parametri di ricostruzione. La memorizzazione dei dati grezzi richiede una
considerevole capacità di memoria sul disco magnetico del calcolatore e perciò i dati grezzi degli
strati acquisiti in precedenza vengono automaticamente cancellati dalla memoria per poter
accogliere i dati della nuova scansione.
a)MATRICE Le immagini TC, come tutte le immagini digitali, sono costituite da un insieme di
elementi, chiamati”pixel” ordinati per righe e per colonne. Questo insieme viene definito “matrice”.
La matrice a sua volta è definita dalla sua dimensione, cioè dal numero delle righe e di colonne che
la costituiscono: tipiche dimensioni delle matrici utilizzate in TC sono 256 x 256, 512 x 512.
Il numero totale di pixel che compongono la matrice è dato dal prodotto del numero di righe per il
numero di colonne: ad esempio, una matrice di dimensione 256x256 contiene 65.536 pixel, mentre
una matrice di dimensione 512 x 512 ne contiene il quadruplo.
Alcuni apparecchi sono vincolati all’utilizzo di una sola matrice, mentre altri permettono di poter
scegliere tra due o tre matrici diverse, in genere tra 256 x 256, 320 x 320 e 512 x 512.
I tempi di ricostruzione, anche per la stessa matrice, variano da apparecchio ad apparecchio in base
al numero di passaggi richiesti dall’algoritmo e dalla velocità di elaborazione del calcolatore; in
genere sono compresi tra 0 (tempo reale) e 30 secondi per strato. Matrici di dimensioni maggiori
consentono di migliorare la risoluzione spaziale (la quale dipende anche da altri parametri di
ricostruzione, non ancora affrontati). Su alcuni apparecchi, inoltre, i dati ricostruiti con una certa
matrice vengono poi presentati sul monitor con un’altra matrice, questa visualizzazione ha quindi
dimensioni maggiori con valori tipici di 512 x 512 e 1024 x 1024. I dati per i nuovi pixel
dell’immagine vengono ottenuti mediante un processo di interpolazione.
Parametri di visualizzazione
L’immagine, completato il processo di ricostruzione, appare sul monitor della consolle. Essa può
essere ancora manipolata da altri parametri, detti “di visualizzazione”, in grado di modificare il
contrasto e la percezione dell’immagine. Supponendo che una immagine venga vista in buone
condizioni d’illuminazione e che le dimensioni dei dettagli anatomici non costituiscano un fattore
limitante, le capacità visive di una persona provvista di una visione media possono percepire
variazioni di contrasto fino ad un valore minimo di circa il 20% quindi la capacità visiva di una
persona può distinguere in una immagine fino ad un massimo di 40 livelli di grigio. Ad ogni pixel
dell’immagine TC presente nella memoria del calcolatore, è associato un numero, detto “numero
TC” che è correlato matematicamente al coefficiente di attenuazione lineare del tessuto contenuto
nel voxel corrispondente. I numeri Tc sono comunemente espressi in Unità Hounsfield
L’ACQUISIZIONE DELLE IMMAGINI
Si è visto che un’immagine è ottenuta misurando l’assorbimento differenziato alla radiazione X da
parte di un altissimo numero di volumi in cui viene suddiviso lo strato in esame e traducendo quindi
il medesimo in una corrispondente mappa di punti di diverse tonalità di grigio. Quale che sia il
sistema di scansione adottato, l’obbiettivo di ricostruire i coefficienti di attenuazione in una sezione
piana viene raggiunto attraverso due passi distinti: l’ottenimento di un numero sufficiente di profili
di trasmissione di un sottile fascio di raggi x e la ricostruzione computerizzata della sezione dai dati
di assorbimento dei profili. Quando un raggio x passa attraverso la materia, l’intensità del raggio
incidente è attenuata dalle interazioni fra i fotoni e gli elettroni che circondano gli atomi. Pertanto
l’intensità del raggio emergente è sempre inferiore al raggio incidente. Se un raggio x attraversa
materiali diversi aventi uguale spessore, l’attenuazione è più forte nel materiale più denso. Se un
raggio passa, come avviene generalmente attraverso materiali con diversi coefficienti di
attenuazione richiede che i
contributi individuali si sommino per raggiungere l’attenuazione
risultante.E’ evidente quindi che una singola misura non può fornire informazioni né sulla posizione
né sull’assorbimento di volumi parziali attraversanti, ma permette unicamente la determinazione
dell’attenuazione complessiva. Per determinare il coefficiente di attenuazione per una data densità
del fascio incidente su di un oggetto in esame avente spessore diverso è necessario misurare
l’intensità del fascio emergente. Vengono oggi impiegati allo scopo due diversi tipi di detettori:
camere di ionizzazione a gas inerti e cristalli di scintillazione combinati con semiconduttori
fotosensibili.