Analisi dati

L'analisi dati è stata eseguita con lo stesso programma MATLAB imple- mentato per lo scanner clinico. Come previsto, con l'aumento del campo magnetico statico si assiste a un miglioramento della risoluzione spaziale. In Figura 4.2, che riporta l'immagine della slice 1 del fantoccio con i valori di intensità saturati dal programma per la misura della risoluzione, si può osservare che i picchi di iperintensità di segnale corrispondenti ai fori dell'in- serto siano più facilmente distinguibili rispetto a quelli osservati in Figura 3.3 per lo scanner clinico per tutte le strutture. L'istogramma in Figura 4.3 mostra la distribuzione statistica dei valori ottenuti di risoluzione spaziale nelle due direzioni (verticale UL e orizzontale RL) previste dal protocollo. Come già osservato per lo scanner clinico, i dati mostrano una diminuzione della risoluzione nelle immagini pesate in T2.

Figura 4.2: Immagini del programma MATLAB per la valutazione della riso- luzione spaziale a 7T: a sinistra immagine saturata dal programma; a destra esempio di proli tracciati lungo le strutture orizzontali e verticali per l'i- denticazione dei picchi iperintensi. In alto (azzurro) il prolo della seconda riga orizzontale della matrice corrispondente a 0.7 mm di diametro dei fori in cui si distinguono i 4 picchi e che fornisce il valore conteggiato (Figura 4.3) di risoluzione spaziale in direzione orizzontale, in basso (arancione) il prolo della prima colonna della matrice corrispondente a 0.7 mm in cui si distin- guono solo 3 picchi, il valore conteggiato di risoluzione spaziale in direzione verticale corrisponderà alla matrice di fori successiva (0.8 mm) in cui tutti e 4 i picchi appaiono risolti.

Figura 4.3: Distribuzione statistica dei valori di risoluzione spaziale su 16 misure: il numero di conteggi in cui la dimensione sica del diametro dei fori corrispondente a 0.7mm in blu, a 0.8mm in rosa e a 0.9mm in arancione; UL e RL indicano rispettivamente la direzione verticale e orizzontale per la valutazione del parametro.

Un secondo parametro che migliora all'aumentare del campo statico è la rilevabilità di oggetti a basso contrasto. In Figura 4.4 è possibile osservare come appaiono a 7T le immagini delle slice 6 e 7 per il conteggio dei raggi previsto dal protocollo. Sebbene siano aette dall'eetto dielettrico e dal- la disomogeneità del campo RF, il segnale è talmente alto che è possibile distinguere molto più facilmente i dischi rispetto all'1.5T. L'istogramma in Figura 4.5 mostra l'andamento nel tempo dei conteggi eettuati. Per en- trambi i parametri appena descritti, quindi, la procedura di acquisizione e l'analisi prevista dal protocollo risultano idonee anche per lo scanner a cam- po ultra-alto che rispetta, con costanza nel tempo, anche i limiti imposti dal protocollo per i campi clinici.

(a) (b)

Figura 4.4: Esempio di immagini per il conteggio dei raggi nella misura di rilevabilità di oggetti a basso contrasto ottenuti con il protocollo ACR a 7T: (a) slice 7 nella quale si contano 10 raggi completi; (b) slice 6 nella quale si contano, a partire dalle ore 12, 9 raggi completi in senso orario.

Figura 4.5: Istogramma dei conteggi ottenuti per la misura di rilevabilità di oggetti a basso contrasto a 7T, per le 16 misure eettuate nel tempo. Il colore blu indica le misure eseguite sulla slice 7 con pesatura in T1 (T1 S7), il colore rosa quelle sulla slice 6 con pesatura in T1 (T1 S6), l'arancione quelle sulla slice 7 con pesatura in T2 (T2 S7) e il grigio quelle sulla slice 6 pesata in T2 (T2 S6). Per ognuna delle 4 misure il conteggio massimo è di 10.

Se quanto appena descritto mette in luce due vantaggi dell'aumento del campo magnetico statico (risoluzione e contrasto), la prima criticità si osser- va nelle misure di accuratezza geometrica, a causa delle disomogeneità nelle immagini. Il programma non riesce a individuare i margini del fantoccio per le misure di altezza e diametro dello stesso. Un esempio di quanto appena descritto è riportato in Figura 4.6. Vale la pena osservare che non tutte le misure falliscono; in particolare il diametro del fantoccio calcolato sulla slice 1 in entrambe le direzioni (verticale e orizzontale) è l'unico parametro che viene misurato nella maniera corretta con costanza nel tempo sia nelle ac- quisizioni pesate in T1 che in quelle in T2. Di tale parametro si riportano in Tabella 4.2 il valor medio calcolato su controlli di qualità eseguiti in 14 mesi, la deviazione standard e i valori massimi e minimi registrati. Inne, osservando nuovamente la Figura 4.1 è possibile notare come visivamente i margini del fantoccio siano sempre distinguibili e ciò comporta la possibilità, laddove il programma fallisca, di eettuare la misura manualmente, ad esem- pio con il software ImageJ. Il programma automatico infatti non è capace di denire correttamente i margini del fantoccio che è a sua volta il risultato di un'operazione di saturazione dell'immagine. A causa delle disomogeneità di intensità, la procedura di saturazione risulta pertanto la parte più delicata del programma. A tal proposito la Figura 4.7 mostra un esempio di satura- zione della slice 3 dalla quale si evince il motivo per cui la misura automatica del diametro sia errata messa a confronto con la stessa immagine a 1.5T nella quale invece viene riprodotta la forma circolare della sezione del fantoccio.

Media Dev. Std. Max Min

(mm) (mm) (mm) (mm)

T1w slice 1 RL 100.5 0.6 101.9 100

AP 100.3 0.3 100.6 100

T2w slice 1 RL 100.3 0.4 100.9 99.4

AP 100.4 0.3 100.6 100

Tabella 4.2: Risultati delle analisi delle misure di accuratezza geometrica ottenuto con il protocollo ACR a 7T e utilizzando il programma automatico. Si riportano i valori misurati sulla slice 1 per i quali il programma è in grado di eettuare l'analisi corretta.

(a) (b)

(c) (d)

Figura 4.6: Output del programma MATLAB utilizzato per la valutazione dell'accuratezza geometrica. In rosso sono riportate le distanze calcolate tra gli estremi del fantoccio con la relativa misura in millimetri: (a) misura del- l'altezza del fantoccio sul localizzatore; (b) diametri del fantoccio lungo la direzione orizzontale e verticale calcolati sulla slice 1; (c) diametri del fantoc- cio nelle direzioni verticali e orizzontali calcolati sulla slice 3; (d) diametri del fantoccio nelle direzioni diagonali calcolati sulla slice 3 e visualizzati ruotan- do il fantoccio di -45°. In questo esempio il programma restituisce un valore corretto di altezza e diametro nelle prime due immagini e fallisce nell'indi- viduazione dei bordi del fantoccio nelle immagini corrispondenti alla slice 3 (in (c) e (d)).

(a) (b)

Figura 4.7: Esempio di immagine saturata della slice 3 ottenuta dal program- ma MATLAB per la misura dell'accuratezza geometrica: in (a) immagine a 7T; in (b) immagine a 1.5T.

Tra tutte le misure eseguite nel protocollo ACR e descritte nel para- grafo 2.2.3 il parametro che presenta maggiori criticità a 7T risulta essere l'uniformità: per quanto già descritto a proposito della lunghezza d'onda, infatti, l'immagine è intrinsecamente non uniforme. Il programma, che ri- cerca nell'immagine saturata della slice 5, una regione di ipointensità e una di iperintensità restituisce valori percentuali più bassi sia di quelli ottenuti dallo scanner clinico sia di quelli imposti dai limiti del protocollo. Nello spe- cico per le immagini T1w si registra un valore medio della percentuale di uniformità di (52±8)% con un valore massimo registrato del 65% e un valore minimo del 43%; per le immagini T2w un valore medio di (51±9)% con un valore massimo registrato del 64% e un valore minimo del 39%. Si tratta quindi di valori molto bassi di uniformità oltre che aetti da un'importan- te uttuazione. Dall'analisi eettuata è chiaro come questa misura non dia informazioni utili per un controllo di qualità a campo ultra-alto mettendo solo in luce la problematica nota. Per questo motivo sono state sviluppate procedure di analisi alternative che verranno discusse nel paragrafo 4.3. Un altro parametro critico a 7T risulta essere la percentuale di ghosting. Poichè a 7T un aumento del numero di artefatti rispetto allo scanner a 1.5T è atteso, i limiti di accettazione imposti del protocollo a campo clinico non risultano adeguati per un controllo di qualità a campo ultra-alto. In particolare sia

per le immagini T1w che T2w si registra un valore medio della percentuale di ghosting di (4±2)%.

I parametri che non mostrano particolari dierenze rispetto all'analisi dati eettuata a campo clinico da 1.5T e descritti nel capitolo precedente sono invece lo spessore e il posizionamento della slice di cui in Tabella 4.3 si riportano la media, la deviazione standard e i valori massimi e minimi registrati.

Media Dev. Std. Max Min

(mm) (mm) (mm) (mm)

ST T1w 5.1 0.5 5.6 4.6

T2w 5.0 0.5 5.6 4.3

SP T1w 1 1 3.75 3.75

T2w 1 1 0 0

Tabella 4.3: Risultati dell'analisi eettuata sulle misure di spessore (ST) e posizionamento (SP) della slice acquisite con il protocollo ACR a 7T per 14 mesi.