DIPARTIMENTO DI FISICA "ENRICO FERMI" Corso di Laurea Magistrale in Fisica Medica
Valutazione della qualità dello scanner
RM a diversi campi magnetici statici
Relatori:
Prof.ssa Michela Tosetti
Dott.ssa Laura Biagi
Dott. Paolo Bosco
Presentata da:
Greta Venturi
Sessione unica
Indice
Introduzione 4
1 I controlli di qualità 7
1.1 Il ruolo dei controlli di qualità . . . 7
1.2 Parametri di imaging . . . 7
1.3 Dipendenza dei parametri dalle caratteristiche di acquisizione 9 1.4 Parametri di acquisizione . . . 11 2 I protocolli internazionali 13 2.1 Introduzione . . . 13 2.2 Protocollo ACR . . . 14 2.2.1 I fantocci . . . 14 2.2.2 Sequenze di acquisizione . . . 16
2.2.3 Metodi per l'analisi dei parametri di imaging . . . 17
2.3 Protocollo FBIRN . . . 26
2.3.1 Il fantoccio . . . 26
2.3.2 Parametri di acquisizione . . . 27
2.3.3 Metodi per l'analisi dei parametri di imaging . . . 27
2.4 Altri protocolli presenti in letteratura . . . 29
2.4.1 Protocollo EUROSPIN . . . 29
2.4.2 Protocollo AAPM . . . 33
2.4.3 Protocollo NEMA . . . 35
3 Controlli di qualità a campo clinico 37 3.1 Protocollo ACR a 1.5T . . . 37
3.1.1 Implementazione delle sequenze di acquisizione . . . 38
3.1.2 Dataset . . . 39
3.1.4 Confronto acquisizione standard e site . . . 52
3.2 Protocollo FBIRN a 1.5T . . . 54
3.2.1 Implementazione delle sequenze di acquisizione . . . 54
3.2.2 Dataset . . . 57
3.2.3 Analisi dei dati . . . 58
3.2.4 Confronto tra diversi schemi di acquisizione . . . 62
3.2.5 Confronto tra diverse acquisizioni all'interno della stes-sa sessione di misura . . . 64
3.2.6 Confronto tra due diversi fantocci FUNSTAR . . . 66
3.3 Controllo di qualità sulle bobine multicanale . . . 68
4 Controlli di qualità a 7T 75 4.1 Protocollo ACR a 7T . . . 76
4.1.1 Implementazione delle sequenze di acquisizione . . . 76
4.1.2 Dataset . . . 77
4.1.3 Analisi dati . . . 78
4.1.4 Confronto acquisizione standard e site 7T . . . 86
4.2 Protocollo FBIRN a 7T . . . 87
4.2.1 Implementazione delle sequenze di acquisizione . . . 87
4.2.2 Dataset . . . 88
4.2.3 Analisi dati . . . 89
4.2.4 Confronto tra acquisizione standard e ISO . . . 93
4.2.5 Confronto tra diverse acquisizioni all'interno della stes-sa sessione di misura . . . 95
4.3 Uniformità a campo ultra alto . . . 96
4.4 Controllo di qualità sulle bobine multicanale . . . 99
Conclusioni 104
Introduzione
Le procedure periodiche di controllo della qualità ricoprono un ruolo fonda-mentale per garantire la qualità dell'imaging in Risonanza Magnetica (RM) e in particolare della diagnosi. I controlli di qualità in RM sono stati sanciti per la prima volta nel Decreto Ministeriale del 2/8/91 e rivestono un aspetto cruciale in ambito clinico al ne di rendere attendibili le procedure diagno-stiche. Infatti, essi consentono di garantire la riproducibilità e l'accuratezza delle misure eettuate, specialmente di quelle quantitative in studi di ricer-ca longitudinali, ovvero quando è necessario confrontare risultati ottenuti dal medesimo scanner nel corso del tempo. I controlli di qualità svolgono un ruolo fondamentale anche nell'ambito degli studi multicentrici, nella caratterizza-zione di immagini provenienti da diversi scanner RM, in modo da rendere possibile il confronto e l'eventuale armonizzazione di risultati ottenuti con tomogra dierenti.
Scopo del presente lavoro di tesi è l'implementazione di metodi per la valutazione della qualità in RM a diverse intensità di campo magnetico, at-traverso la messa a punto di protocolli di acquisizione e analisi delle immagini che consentano la veri ca periodica degli standard richiesti. Esistono infatti speci ci protocolli internazionali che dieriscono per le caratteristiche strut-turali dei fantocci consigliati e per le metodiche con cui vengono analizzati i parametri di imaging. Di quest'ultimi, l'elenco minimo di cui si raccomanda il controllo, è il seguente: l'uniformità del segnale nell'immagine, il rapporto segnale/rumore, il ghosting, la distorsione geometrica, le caratteristiche della slice e la risoluzione spaziale.
Nel primo capitolo di questa tesi vengono descritti nel dettaglio tali pa-rametri di imaging e le loro dipendenze dalle caratteristiche intrinseche o di operatività del sistema RM come ad esempio la frequenza di risonanza, le ca-ratteristiche del campo statico, la stabilità dei gradienti, le correnti parassite, il Flip Angle e l'omogeneità della radiazione a radiofrequenza.
Nel secondo capitolo vengono illustrati i protocolli internazionali accredi-tati presenti in letteratura per l'esecuzione dei controlli periodici di qualità, ed in particolare i fantocci consigliati per ciascuno, i protocolli di imaging per l'acquisizione delle immagini e i metodi suggeriti per l'analisi dei para-metri di imaging sopra citati. Si pone particolare attenzione ai due protocolli utilizzati per le misure della parte sperimentale del lavoro di tesi. Il primo protocollo, denominato ACR (The American College of Radiology), si basa sull'utilizzo dell'omonimo fantoccio, progettato per indagare eventuali alte-razioni nelle immagini dell'oggetto noto di cui si fa la tomogra a, come ad esempio la geometria, l'omogeneità e il contrasto, aspetti fondamentali del-l'imaging anatomico. Il secondo protocollo, denominato FBIRN (Function Biomedical Informatics Research Network), si avvale di un fantoccio sferi-co uniforme denominato FUNSTAR (Functional Stability Reference), che consente di studiare la stabilità nel tempo dei gradienti di codi ca spazia-le del segnaspazia-le, aspetto di fondamentaspazia-le importanza ad esempio nell'imaging funzionale.
Dopo questi due capitoli più descrittivi, si passa quindi a illustrare il la-voro sperimentale svolto nell'ambito della tesi. Infatti, in seguito allo studio dei protocolli internazionali suggeriti per i controlli di qualità, i protocolli selezionati e descritti sopra (ACR e FBIRN) sono stati implementati su due scanner RM con diverso campo di induzione magnetica e ne è stata ripetuta l'esecuzione per oltre un anno, veri cando tramite l'analisi dei parametri, il mantenimento delle prestazioni degli scanner nel tempo. L'attività è stata svolta presso il FiRMLAB, Laboratorio di Fisica Medica e Risonanza Magne-tica, struttura interaziendale tra l'IRCCS Stella Maris e il centro di ricerca IMAGO7 di Pisa. Essi ospitano due tomogra RM con dierenti intensità di campo magnetico statico: rispettivamente uno scanner clinico da 1.5T e un secondo tomografo a 7T dedicato alla ricerca.
Nel dettaglio, il terzo capitolo descrive le misure eettuate sullo scanner clinico da 1.5T. La parte principale del lavoro è stata quella di ottimizzare le procedure di analisi dei parametri previsti dai protocolli attraverso lo svilup-po di un codice scritto in MATLAB in grado di estrarre in modo automatico la maggior parte dei parametri previsti dai due protocolli (ACR e FBIRN), in modo da minimizzare l'intervento dell'operatore e massimizzare la ripro-ducibilità delle misure. Inoltre, valutando i diversi protocolli standardizzati, è stato veri cato che nessun protocollo di qualità presente in letteratura pre-vede un controllo speci co che dia informazioni sul funzionamento dei singoli canali di cui sono costituite le moderne bobine di ricezione del segnale. È
stata, pertanto, messa a punto una procedura di acquisizione e analisi del rapporto segnale/rumore per i singoli canali di una bobina multicanale. Nel capitolo terzo, viene descritta questa procedura implementata sulla bobina dell'encefalo a 8 canali di ricezione dello scanner clinico da 1.5T.
Le misure per il tomografo a campo ultra alto a 7T sono descritte in ne nel quarto capitolo. Poiché non esistono speci ci protocolli di qualità sug-geriti per lo scanner di ricerca a 7T, si è provveduto, partendo dalle analisi eettuate per il campo a 1.5T, ad ottimizzare i protocolli e le procedure di analisi tenendo conto delle particolarità del campo ultra alto, in modo da estrapolare i parametri di interesse anche per esso. Infatti, mentre da una parte l'aumento del campo magnetico statico comporta diversi vantaggi come l'aumento del rapporto segnale/rumore e il miglioramento della risoluzione spaziale, d'altra parte, esso comporta anche una maggiore disomogeneità sia del campo statico che di quello a radiofrequenza. Se per un campo magnetico da 1.5T la lunghezza d'onda è maggiore delle dimensioni dell'oggetto di cui si vuole ottenere l'immagine, per un campo a 7T questo non accade, causando maggiori problemi per quanto riguarda l'uniformità di segnale nelle immagini. Pertanto, per valutare speci catamente questo parametro a campo ultra alto, sono state implementate due procedure ad hoc: il primo, denominato metodo NEMA poiché ispirato alla procedura di analisi dell'uniformità del protocol-lo internazionale NEMA (National Electrical Manufacturers Association), si basa sulla suddivisione dell'immagine in 17 ROI su cientemente piccole da non risentire delle disomogeneità tipiche del campo ultra alto; il secondo, de-nominato metodo CORONA, considera un'unica regione di interesse a forma di corona circolare, utile per aggirare le zone di ipo o iper-intensità intrinseca all'aumento del campo statico. In ne, è stata implementata, anche a 7T, la procedura di acquisizione e analisi del rapporto segnale/rumore per i singoli canali sulla bobina dell'encefalo a 32 canali di ricezione.
In conclusione, lo studio sistematico dei parametri importanti in ambi-to RM ha permesso di identi care le carenze dei proambi-tocolli standard e la necessità di de nire nuove misure. Sono stati pertanto implementati nuovi protocolli di acquisizione dei parametri rilevanti per la qualità delle immagi-ni, oltre a quelli standardizzati, che tengono conto dell'evoluzione tecnologica della RM e dell'avanzamento dell'hardware (come ad esempio la misura della risposta dei singoli elementi delle bobine multicanali e la stabilità nel tempo dei gradienti di imaging). Il lavoro di tesi ha consentito in ne di de nire protocolli speci ci e completi per il controllo di qualità in RM al variare del campo magnetico statico.
Capitolo 1
I controlli di qualità
1.1 Il ruolo dei controlli di qualità
Le procedure periodiche di controllo della qualità in RM, come in tutti i settori sanitari, ricoprono un ruolo fondamentale non solo dal punto di vi-sta di garanzia della qualità della previ-stazione diagnostica, ma anche per la valutazione dell'attendibilità in studi di ricerca trasversali e longitudinali, in particolare quando è necessario identi care misure quantitative per la ricerca di biomarker di patologia. In ne i protocolli standardizzati possono risultare utili nella caratterizzazione delle immagini al ne di mettere insieme dati pro-venienti da scanner RM diversi in studi multicentrici. A tale scopo esistono speci ci protocolli internazionali associati a fantocci dedicati [1]. Requisito generale per l'uso pratico di protocolli standard per il controllo di qualità in RM è che i risultati siano ottenibili in tempi su cientemente brevi utilizzando le modalità operative correntemente usate in ambito clinico.
1.2 Parametri di imaging
Con la dicitura parametro di imaging si indica un parametro che, oltre a ca-ratterizzare la qualità dell'immagine, sia direttamente determinabile dall'im-magine ottenuta. Di seguito viene riportato l'elenco minimo di parametri di imaging di cui si raccomanda il controllo, al ne di intraprendere un percorso signi cativo di garanzia della qualità delle immagini prodotte dai tomogra RM[2].
Uniformità del segnale nell'immagine: descrive la capacità del si-stema RM di produrre la stessa risposta in segnale all'interno di un un oggetto campione avente caratteristiche uniformi. Si calcola in percentuale a partire dalla formula:
U = 100 ∗ (1 − Smax− Smin Smax+ Smin
) (1.1)
dove Smax e Smin rappresentano rispettivamente il valore massimo e minimo di intensità provenienti da un'area omogenea del fantoccio. Rapporto segnale rumore: rappresenta il rapporto tra il segnale
medio proveniente dalla regione di interesse dell'immagine all'interno del fantoccio e il rumore di fondo calcolato, di solito, come il segnale in un zona dove non è presente il fantoccio.
Ghosting: è la ripetizione ciclica di alcune strutture lungo una par-ticolare direzione di codi ca spaziale. Si manifesta come una copia debole dell'oggetto sovrapposta all'immagine, spostata dalla sua posi-zione reale. É un errore, conseguenza del fatto che il campionamento del segnale avviene nel k-spazio 1. Il ghosting si calcola in percentuale come rapporto tra il segnale di un un'area fuori dal fantoccio, ai bordi dell'immagine, Sext (dove non ci si aspetta di trovare segnale provenien-te dall'oggetto in esame) e il segnale registrato in una zona inprovenien-terna al fantoccio, Sint:
G = 100 ∗Sext Sint
(1.2) Distorsione geometrica dell'immagine: è la deviazione tra le di-stanze misurate in un'immagine e le corrispondenti dimensioni siche dell'oggetto. Si calcola in percentuale a partire dalla formula:
D = 100 ∗ |L0− Li| L0
(1.3) dove L0 rappresenta la lunghezza reale dell'oggetto di riferimento di cui si fa la tomogra a e Li la stessa lunghezza misurata nell'immagine. Spesso viene utilizzato anche il termine accuratezza geometrica per indicare il valore assoluto della misura non percentuale.
1Il k-spazio è uno spazio matematico virtuale, contenente i dati grezzi di acquisizione,
ogni punto k-spazio contiene informazioni sulla frequenza spaziale e sulla fase di ogni pixel nell'immagine nale.
Spessore e posizione della slice: lo spessore rappresenta la capa-cità dello scanner di selezionare nell'oggetto in esame una slice delle dimensioni imposte dai parametri di acquisizione. Si calcola valutando l'eventuale dierenza tra il valore impostato e quello misurato nell'im-magine. La posizione esprime la capacità del sistema RM di acquisire l'immagine dell'oggetto esattamente nella localizzazione impostata nel-l'interfaccia. Si calcola dal confronto tra la distanza reale e la distanza misurata tra oggetti in posizioni note.
Risoluzione spaziale: indica la distanza minima a cui due oggetti ad alto contrasto si possono trovare per cui il sistema RM riesca a rivelarli separati. Si può valutare qualitativamente oppure attraverso metodi automatici elaborati in base alle strutture presenti all'interno dei fantocci.
Accuratezza e precisione in T1 e T2: l'accuratezza indica il grado di corrispondenza tra il risultato sperimentale, desumibile da metodiche atte a misurare i tempi2 di T1 e T2, e i valori previsti dalla teoria. La precisione si riferisce all'incertezza con la quale tale misure vengono eettuate 3.
1.3 Dipendenza dei parametri dalle
caratteri-stiche di acquisizione
I parametri di imaging dipendono direttamente da parametri caratteristici dello scanner intrinsechi o determinati dalle condizioni di operatività del sistema. Si tratta di parametri da cui dipendono le caratteristiche delle immagini ma che normalmente non sono valutati nei protocolli per i controlli di qualità. Il controllo diretto di questi parametri è previsto solo nella fase di accettazione del sistema RM. I principali sono [3] :
Frequenza di risonanza (Freq.): è la frequenza angolare con cui i momenti magnetici, in presenza di un campo magnetico esterno, pre-cedono attorno alla direzione del campo stesso (frequenza di Larmor).
2T1:tempo di rilassamento spin-reticolo.T2:tempo di rilassamento spin-spin.
3Per maggiori dettagli si fa riferimento alle nozioni teoriche presenti in letteratura sullo
Dipende solo dal tipo di nucleo e dall'intensità del campo magnetico statico applicato (B0).
Omogeneità del campo statico (OCS): è la variazione del cam-po magnetico lungo una direzione in rapcam-porto al valore del camcam-po stesso. Si misura in parti per milioni. Le normali disomogeneità in B0 potrebbero manifestarsi come distorsioni spaziali nell'immagine con conseguente deformazione delle caratteristiche delle slice e artefatti. Stabilità del campo statico: la stabilità temporale dell'intensità e
dell'omogeneità del campo magnetico statico deve essere mantenuta nel tempo. Si misura in ppm/h.
Stabilità dei gradienti di campo: i gradienti sono campi magnetici che vengono sovrapposti al campo magnetico statico, la cui intensità varia linearmente con la posizione lungo un asse scelto. Essi consentono la codi ca spaziale dell'immagine. Ad esempio nella selezione della slice quanto più velocemente il gradiente cresce nell'unità di spazio, tanto più sottile sarà la slice e maggiore la risoluzione spaziale. Un gradiente mal calibrato provoca distorsione geometrica, non uniformità e artefatti. Correnti parassite (CP): sono correnti indotte dalle rapide
varia-zioni temporali dei gradienti di campo e possono portare a una non uniformità dell'immagine e alla creazione di artefatti.
Flip Angle (FA): è la rotazione, rispetto al campo magnetico statico principale, del vettore di magnetizzazione netta da parte di un impulso a radiofrequenza (RF). Va scelto in modo che fornisca la massima in-tensità del segnale nel minor tempo possibile ovvero il più alto rapporto segnale-rumore.
Radiofrequenza (RF): gli impulsi RF vengono trasmessi dalle bobine a radiofrequenza. Una loro calibrazione errata può causare forme di-storte degli impulsi RF con conseguente non uniformità dell'immagine ed errori sulle caratteristiche della slice.
Nella Tabella 1.1 vengono riassunte le dipendenze dei parametri di imaging da quelli di sistema. In realtà le correlazioni sono più articolate e comprendono fattori come il guadagno delle bobine, la codi ca di fase, la forma d'onda dell'impulso a radiofrequenza ecc. Tuttavia la tabella riporta i parametri
SNR Distor. Unif. Risol. Slice Ghost. T1 e T2 Freq. X X OCS X X X X X X Gradienti X X X X X CP X X FA X X RF X X
Tabella 1.1: Dipendenza tra parametri di imaging e di sistema. principali su cui è possibile estrapolare informazioni eettuando le misure periodiche dei parametri di imaging. Inoltre è importante sottolineare che i parametri di imaging dipendono anche dalle modalità di esecuzione dei controlli di qualità: le caratteristiche dei fantocci e il loro posizionamento nel magnete, il tipo di bobina impiegato, i parametri di acquisizione, l'algoritmo e i ltri utilizzati nella ricostruzione dell'immagine.
1.4 Parametri di acquisizione
Le sequenze di acquisizione in RM rappresentano l'invio ordinato di impulsi di onde elettromagnetiche a RF e di impulsi di gradiente a campo magnetico, che permettono la generazione del segnale, la sua codi ca spaziale e quindi la caratterizzazione dei tessuti. Le tre sequenze principalmente in uso sono: Spin-Eco, Gradient-Eco (GR) e Inversion Recovery. Nel presente lavoro di tesi si incontreranno le prime due e la sequenza Fast-Spin-Eco che permette di codi care più linee del k-spazio in un'unica eccitazione, nonchè l'acquisizione Gradient Eco Eco-Planare che consente un'elevata risoluzione temporale e l'acquisizione di echi multipli. Di seguito si mettono in luce i parametri di acquisizione più importanti al ne di comprendere i concetti descritti nei capitoli successivi:
TR (Tempo di ripetizione): è il tempo che intercorre tra l'appli-cazione del primo impulso di eccitazione e il suo analogo successivo nella ripetizione della sequenza, condiziona la pesatura in T1 e T2 e il numero di slice massimo ottenibile.
TE (Tempo di eco): è il tempo che intercorre tra il centro dell'im-pulso RF e il centro dell'eco4.
FA: è l'angolo di rotazione dei momenti magnetici dato dall'impulso RF. Dipende dall'ampiezza e dalla durata dell'impulso RF.
FOV (Field Of View): è la dimensione spaziale dell'immagine ac-quisita. L'aumento del FOV si ri ette in un aumento dell'SNR e una diminuzione della risoluzione spaziale, a parità di matrice.
Matrice: è l'insieme dei punti dati dal campionamento discreto del k-spazio. La griglia è solitamente quadrata (64x64, 192x192 ecc.) e spaziata in modo uniforme. Essa in uisce sulla risoluzione spaziale dell'immagine. La risoluzione, infatti, si de nisce divindendo il FOV per la matrice.
Spessore della slice: lo spessore scelto per acquisire le singole slice determina la risoluzione spaziale della direzione di codi ca della slice. BW (BandWidth): è l'intervallo di frequenze nel quale è
codi ca-ta l'informazione sulla posizione. L'ampiezza di banda determina la frequenza di campionamento.
Capitolo 2
I protocolli internazionali
2.1 Introduzione
Nell'ambito dei protocolli internazionali, i parametri di imaging descritti nel capitolo precedente vengono analizzati con diverse modalità a seconda del protocollo scelto o del fantoccio 1 a disposizione. In Tabella 2.1 sono ripor-tati i principali protocolli accrediripor-tati presenti in letteratura e per ciascuno sono indicati i parametri di imaging veri cabili. In questo capitolo saranno illustrati tutti i protocolli, mentre nei successivi capitoli saranno riportate le misure eettuate con i primi due protocolli descritti: ACR (The American College of Radiology) e FBIRN (Function Biomedical Informatics Research Network). Il primo permette di valutare parametri di geometria, nonchè l'o-mogeneità e il contrasto delle immagini, aspetti fondamentali per assicurare riproducibilità in studi di imaging anatomico. Il secondo consente di veri -care la stabilità nel tempo del segnale, acquisito con sequenze veloci, fattore cruciale nell'imaging funzionale e per gli studi di imaging longitudinali [1].
1Un fantoccio è un oggetto progettato per essere scansionato allo scopo di testare o
ACR FBIRN EUROSPIN NEMA AAPM Uniformità X X X X SNR X X X X Artefatti X X Distorsione X X X X Spessore e posizione della slice X X X X Risoluzione spaziale X X X Accuratezza e Precisione T1 e T2 X
Tabella 2.1: Parametri di imaging dei protocolli di QA: ACR, FBIRN EU-ROSPIN (fantoccio di produzione Ultrasound Enterprise), NEMA (Natio-nal Electrical Manufacturers Association), AAPM (American Association of Physicists in Medicine).
2.2 Protocollo ACR
2.2.1 I fantocci
I fantocci consigliati dal protocollo ACR [4] sono due (SMALL e LARGE), entrambi progettati per eettuare controlli di qualità su scanner da 0.2T a 3T. Un esempio di fantoccio di tipo SMALL è riportato in Figura 2.1. Si tratta di un cilindro cavo di plastica acrilica chiuso ad entrambe le estremità. L'altezza è di 148 mm per il LARGE e 100 mm per lo SMALL; il diametro interno è di 190 mm per il LARGE e 100 mm per lo SMALL. Ciascun cilindro è riempito con una soluzione di cloruro di nichel e cloruro di sodio: 10 mM NiCl2 e 75 mM NaCl.
All'esterno sono incise le parole "NOSE" e "CHIN" come aiuto per orien-tare il fantoccio nello scanner. All'interno del fantoccio sono presenti diverse strutture, di dimensioni note, progettate per eseguire una varietà di test delle prestazioni dello scanner, in particolare:
Un inserto per studiare la risoluzione: è formato da 3 coppie di ma-trici 4x4 realizzate praticando dei fori nel blocco di plastica. Ciascuna coppia è composta da una matrice in alto a sinistra utilizzata per va-lutare la risoluzione da sinistra a destra (RL) e una in basso a destra per valutare la risoluzione dall'alto al basso (UL). La separazione dei
Figura 2.1: Immagine fantoccio ACR small.
fori da centro a centro è il doppio del diametro del foro, ogni riga è leggermente sfalsata a destra rispetto a quella sopra. Il diametro del foro dierisce per ciascuna coppia: per il fantoccio SMALL corrisponde a 0.9 mm nella coppia di sinistra, 0.8 mm nella coppia centrale e 0.7 mm per quella a destra. Nel fantoccio LARGE i diametri delle coppie sono rispettivamente 1.1 mm, 1.0 mm e 0.9 mm (da sinistra a destra). Inserto dello spessore della slice: consiste in due fessure larghe 1 mm
praticate nel blocco di plastica.
Due strutture cuneiformi per la valutazione della posizione della slice: consiste in una coppia di cunei di plastica incrociati a formare un angolo di 45°.
Una griglia di plastica che ricopre l'intera sezione del fantoccio.
Due sezioni con strutture circolari, realizzati come fori in sottili fogli di plastica a diverso spessore. Per ogni sezione, dei dischi, disposti lungo 10 raggi, si irradiano dal centro del fantoccio. Ogni raggio è composto da 3 dischi della stessa dimensione (diametro). Tutti i dischi su una determinata sezione hanno lo stesso livello di contrasto. A partire dalla posizione a ore 12 e muovendosi in senso orario, il diametro dei dischi
diminuisce progressivamente da 7.0 mm del primo raggio a 1.5 mm del decimo raggio.
Una zona omogenea.
2.2.2 Sequenze di acquisizione
Il protocollo ACR prevede l'acquisizione di 5 sequenze spin-echo (SE) di cui un localizzatore sagittale2, necessario a localizzare le slice, e 2 coppie di serie assiali3:
Due sequenze (SE) standard del protocollo, una pesata in T1 (T1w) e una pesata in T2 (T2w).
Due sequenze pesate in T1 e T2 acquisite con gli stessi parametri geo-metrici rispetto alle prime due ma con tempi e opzioni speci che per il sito di risonanza in esame (sequenze T1w site e T2w site).
Le immagini vengono acquisite utilizzando in ricezione una bobina per lo studio dell'encefalo. I parametri di scansione per il localizzatore e per le 2 serie assiali standard, secondo il protocollo ACR, sono riportate in Tabella 2.2.
Fantoccio TR(ms) TE(ms) FOV(cm) Matrice N°slice Spess.(mm) Loc 200 20 25 256x256 1 20 LARGE TIw 500 20 25 256x256 11 5 T2w 2000 20/80 25 256X256 11 5 Loc 200 20 12 192x192 1 20 SMALL TIw 500 20 12 192X192 7 5 T2w 2000 20/80 12 192X192 7 5
Tabella 2.2: Parametri di scansione per il protocollo ACR, sia per il fantoccio LARGE che per quello SMALL. Il localizzatore si indica con "Loc". Il TE dipende dall'intensità del campo magnetico statico.
2Sagittale è la sezione condotta lungo il piano ideale passante per l'asse longitudinale
a B0. Un'immagine sul piano assiale mostra nella direzione y l'asse prallelo al campo B0
(direzione cranio-caudale) e nella direzione x l'asse perpendicolare al campo B0(direzione
anteriore-posteriore).
3Assiale è il piano perpendicolare a B0. Un'immagine sul piano assiale infatti mostra
nella direzione y, l'asse perpendicolare al campo B0(direzione anteriore-posteriore) e nella
2.2.3 Metodi per l'analisi dei parametri di imaging
In Figura 2.2 e 2.3 sono riportate le immagini delle slice del fantoccio ACR LARGE e SMALL, dalle quali il protocollo prevede di estrapolare le misu-re per il controllo di qualità. In particolamisu-re, per questo lavoro di tesi, si descrivono i metodi di misura relativi al fantoccio SMALL, utilizzato per l'acquisizione delle immagini. Il protocollo ACR prevede che ogni misura venga valutata sia sulle immagini T1w che sulle T2w. Per completezza, si rimanda alla Tabella 2.3 per l'indicazione della slice utilizzata per il calcolo dei parametri sul fantoccio LARGE.Figura 2.2: Immagini delle 11 slice della serie assiale T1w e del localizzatore sagittale (in basso a sinistra) per il fantoccio LARGE.
Figura 2.3: Immagini delle 7 slice della serie assiale T1w e del localizzatore sagittale (in alto a sinistra) per il fantoccio SMALL.
SMALL LARGE
Accuratezza geometrica Loc, Slice 1-3 Loc, Slice 1-5 Risoluzione spaziale Slice 1 Slice 1
Spessore della slice Slice 1 Slice 1 Posizione della slice Slice 1 Slice 1-11
Uniformità Slice 4 Slice 7
Ghosting Slice 4 Slice 7
Contrasto Slice 6-7 Slice 8-11
Tabella 2.3: Per ogni fantoccio (SMALL e LARGE) viene indicata la slice utilizzata per la valutazione del parametro di interesse. Per l'accuratezza geometrica viene eseguita una valutazione anche sul localizzatore (Loc).
Accuratezza geometrica: si considera il localizzatore e le slice 1 e 3 (Figura 2.4). Nel localizzatore, acquisito in sagittale, si misura l'altezza del cilindro lungo una linea il più vicino possibile al centro del fantoccio. Nella slice 1 si misura il diametro del fantoccio in due direzioni: dall'alto verso il basso e da destra a sinistra. In ne, nella slice 3, si misura ancora il diametro del fantoccio nelle 4 direzioni riportate in Figura 2.4c: alto-basso, destra-sinistra e due diagonali alto/sinistra-basso/destra e alto/destra-basso/sinistra. I valori di riferimento sono dati dalle dimensioni del fantoccio e il protocollo prevede una tolleranza di ±2mm per ciascuna misura.
(a) (b) (c)
Figura 2.4: Immagini per le misure di accuratezza geometrica: (a) altezza del fantoccio cilindrico, misurata nel localizzatore; (b) diametro del fantoccio misurato sulla slice 1 lungo due direzioni ortogonali; (c) diametro del fantoc-cio misurato sulla slice 3 lungo le 4 direzioni a 45°. In rosso sono indicate le misure eettuate.
Risoluzione spaziale ad alto contrasto: per questo test, utilizzando la slice 1, si valuta la distinguibilità dei fori praticati nelle matrici descritti precedentemente (Figura 2.5). Come risoluzione si prende il valore di diametro più piccolo in cui tutti e 4 i fori di almeno una riga (per RL) o almeno una colonna (per UL) sono riconoscibili. Per questa operazione, il protocollo ACR prevede una valutazione visiva. Il protocollo richiede per uno scanner a 3T, che la risoluzione sia almeno 0.8 mm in entrambe le direzioni.
Figura 2.5: Immagine dell'inserto per la risoluzione spaziale corrispondente alla slice 1. Le 3 coppie di matrici (evidenziate in giallo) mostrano diametri dei fori crescenti da sinistra verso destra.
Spessore della slice: per questo test vengono misurate le lunghezze delle due fessure nella slice 1 mostrate in Figura 2.6. Una volta saturata l'immagine, una rampa apparirà più lunga dell'altra. Per calcolare lo spessore, si misura la lunghezza di entrambe le rampe (top e bottom) e si applica la formula:
SliceT hickness = 0.2 ∗ top ∗ bottom
top + bottom (2.1)
Il protocollo prevede una tolleranza di ±0.7 mm sulla misura attesa (pari a quella di acquisizione) di 5 mm.
Figura 2.6: Immagine della slice 1 saturata per evidenziare la lunghezza delle rampe (in rosso) ed eseguire il calcolo dello spessore della slice.
Posizione della slice: si considera la slice 1 in cui i cunei incrocia-ti appaiono come una coppia di barre adiacenincrocia-ti e verincrocia-ticali nella parte superiore dell'immagine (Figura 2.7). Si misura quindi la dierenza di lunghezza tra le due barre che in uno scanner ideale (e con un po-sizionamente adeguato) dovrebbero apparire di uguale lunghezza. Il protocollo prevede una misura inferiore a 5 mm.
Figura 2.7: Particolare della slice 1 in cui si osserva l'inserto per la valutazione della posizione della slice che si estrae dalla dierenza delle lunghezze (in blu) delle due barre a ancate.
Uniformità dell'immagine: si considera nella slice 4 una ROI (Re-gion Of Interest) di area pari a 53-56 cm2 come previsto dal protocollo. Dopo aver saturato l'immagine si selezionano due ROI (di area pari a circa 1 cm2) una nella zona di massima intensità e una in quella di minima intensità del segnale (Figura 2.8). I valori misurati di se-gnale massimo (Smax) e minimo (Smin) sono utilizzati per calcolare la percentuale di uniformità integrale (PIU) de nita come:
P IU = 100 ∗ (1 − Smax− Smin Smax+ Smin
) (2.2)
Per i sistemi RM con intensità di campo inferiore a 3 Tesla, il PIU deve essere maggiore o uguale all'87.5%, mentre per i sistemi a 3T dovrebbe essere maggiore o uguale all'82.0%. Il test si considera fallito quanto il PIU è inferiore a 85% (sistemi con campo minore di 3T) e a 80% (3T) rispettivamente.
Figura 2.8: Immagine saturata della slice 4. Sono evidenziate le regioni di minima (ROI azzurra) e massima intensità del segnale (ROI blu) per il calcolo della PIU. In giallo la ROI di 53-56 cm2.
Ghosting: si considera nella slice 4 una ROI circolare di area pari a 53-56 cm2 de nita largeROI. Si selezionano inoltre 4 ROI ellittiche o rettangolari di area pari a circa 10 cm2, posizionate ai 4 bordi del campo visivo (left, right, top e bottom) (Figura 2.9). I valori di segnale misurati nelle ROI sono utilizzati per calcolare il valore del ghosting, come frazione del segnale primario, secondo l'equazione:
GhostingRatio = |(top + bottom) − (lef t + right)
2 ∗ (largeROI) | (2.3) Dove top, bottom, left, right e largeROI indicano il valor medio del segnale misurato sulle rispettive ROI. Il ghosting ratio deve essere inferiore o uguale al 2.5%.
Figura 2.9: Immagine saturata della slice 4. Sono mostrate le regioni per il calcolo del ghosting ratio: largeROI in rosso e ROI periferiche in giallo.
Rilevabilità di oggetti a basso contrasto: (Figura 2.10): consi-derando le slice 6 e 7, le misurazioni per questo test consistono nel contare, a partire dal raggio con i dischi di diametro maggiore, il nu-mero di raggi completamente visibili in cui si distinguono tutti e tre i fori da cui sono composti. Il conteggio si conclude non appena si in-contra un raggio incompleto. Per gli scanner con intensità di campo inferiore a 3 T, entrambe le serie ACR (T1w e T2w) devono avere un punteggio totale di almeno 9 raggi. Per gli scanner 3T, entrambe le serie ACR devono avere un punteggio totale di 37/40 raggi (10 raggi per 2 slice sia per l'acquisione T1w che T2w) per superare il test.
(a) (b)
Figura 2.10: Immagini della slice per la valutazione della rilevabilità di og-getti a basso contrasto: (a) slice 7; (b) slice 6, in rosso la posizione dei raggi per il conteggio.
2.3 Protocollo FBIRN
Una tecnica avanzata molto importante in RM è la risonanza magnetica funzionale (fMRI), che permette di rilevare un'attivazione cerebrale durante l'esecuzione di un compito. Essa si basa sul fenomeno BOLD 4 che produce una variazione dell'intensità del segnale di risonanza, a campo magnetico a 1.5-3T, dell'ordine del 5%. Per misurare con precisione tali piccoli cambia-menti di segnale, un sistema RM deve avere livelli di uttuazione delle serie temporali dell'immagine intrinseca molto inferiori alle variazioni di segna-le previste. A tal proposito il protocollo di garanzia della qualità FBIRN (Function Biomedical Informatics Research Network) consente di veri care la stabilità nel tempo dei gradienti di imaging [6].
2.3.1 Il fantoccio
Il fantoccio, denominato FUNSTAR, si compone di una sfera di dielettrico di 17.5 cm di diametro riempita con gel di Agar (Figura 2.11). La ricetta base dell'agente di rilassamento è di Schneiders[7] e viene utilizzata per ot-tenere all'interno del fantoccio valori di T1 e T2 comparabili con quelli della materia grigia cerebrale. Una piccola quantità di NaCl viene aggiunta per approssimare la conduttività RF del tessuto cerebrale in modo che il carico della bobina sia simile a quelle di un tipico protocollo di scansione fMRI.
4Il fenomeno Blood Oxygenation Level Dependent, abbreviato con l'acronimo BOLD,
è alla base delle variazioni di segnale di imaging a RM proveniente dai singoli voxel del volume studiato durante un'attivazione neuronale. È noto che in base all'attivazione di una certa funzione (motoria, cognitiva, sensoriale...) si veri ca un aumento di usso ematico nelle zone popolate da cellule nervose coinvolte nella funzione attivata. Tale variazione di usso causa una variazione di segnale misurato: l'emoglobina de-ossigenata possiede infatti proprietà paramagnetiche, a dierenza dell'emoglobina ossigenata. L'aumento di concentrazione di deossiemoglobina provoca quindi cadute di segnale RM permettendo di utilizzare l'emoglobina come mezzo di contrasto endogeno nello studio delle regioni cerebrali coinvolte dalla funzione studiata [5].
Figura 2.11: Immagine del fantoccio FUNSTAR utilizzato per il protocollo FBIRN.
2.3.2 Parametri di acquisizione
Il protocollo raccomanda di eseguire i controlli con la bobina dell'encefalo utilizzata per le scansioni fMRI e di utilizzare un protocollo di scansione simile a quello impiegato usualmente per le scansioni fMRI in vivo, fatta eccezione per il piano di scansione assiale. I parametri di minima consigliati sono: sequenza Gradient Echo Echo Planare, FOV = 22 cm, 32 slices, 4mm di spessore, 1 mm gap, TR = 2000ms, TE = 30ms per 3T, 40ms per 1.5T, FA = 90° , BW = ±100 kHz, matrice 64x64, 200 ripetizioni della sequenza nel tempo. A dierenza del protocollo precedente, non si hanno delle imma-gini statiche bensì si anilizza come cambia il segnale nel tempo attraverso un'acquisizione dinamica.
2.3.3 Metodi per l'analisi dei parametri di imaging
Il protocollo consiglia di analizzare alcuni parametri ma non fornisce dei valori di riferimento, poichè essi sono parametri fortemente dipendenti dallo scanner e di cilmente riconducibili a valori di riferimento esterni. Lo scopo del controllo di qualità è quindi, in questo caso, la ver ca periodica che le prestazioni siano riproducibili nel tempo: Fluttuazione percentuale: Si considera una ROI quadrata 20x20 pi-xel centrata nell'immagine e si calcola il Root Mean Square (RMS) che è l'indice di dispersione del segnale. A partire da esso il protocollo con-siglia di calcolare il segnale medio della serie temporale (Sm) ed estra-polare la misura di uttuazione percentuale del segnale (%FLUTT) a partire dalla formula:
%F LU T T = 100 ∗Smax− Smin Sm
(2.4) dove Smax e Smin rappresentano rispettivamente il segnale massimo e minimo dela serie temporale. Si tratta di un parametro importante se si parla di stabilità dello scanner, infatti discontinuità nei dati temporali possono evidenziare la presenza di una componente intermittente per esempio tra i gradienti o le bobine RF.
SNR: in questo protocollo la mappa di rapporto segnale rumore viene calcolata considerando come segnale la media, voxel a voxel delle im-magini nel tempo e come rumore la mappa data dalla dierenza tra la media delle immagini pari e la media delle immagini dispari.
SNRF: si tratta di una misura di uttuazione del rapporto segna-le/rumore nel tempo. Si ottiene dividendo la mappa di segnale data dalla media nel tempo delle immagini per la mappa di rumore calcolata come la deviazione standard nel tempo.
2.4 Altri protocolli presenti in letteratura
Fino qui sono stati descritti in dettaglio i protocolli su cui sono state eet-tuate le misure presentate nella parte sperimentale del presente elaborato. Per completezza si descrivono ora i restanti protocolli accreditati presenti in letteratura.
2.4.1 Protocollo EUROSPIN
I fantocciI fantocci EUROSPIN, detti anche Test Object (TO) (Figura 2.12), sono cinque cilindri in perspex e vetro di 200 mm di diametro riempiti con una soluzione acida (pH circa 2) di solfato di rame. Ciascuno di esse ha inserti caratteristici che permettono l'analisi di dierenti parametri [8]:
Figura 2.12: Immagine dei 5 fantocci EUROSPIN (TO1, TO2, TO3, TO4, TO5) e in basso la corrispettiva rappresentazione degli inserti presenti al loro interno.
TO1: è un cilindro omogeneo privo di inserti. Si utilizza per la valuta-zione dell'uniformità e degli artefatti.
TO2: al suo interno sono presenti due coppie di rampe dello spessore di 2 mm e una coppia di cunei. In entrambi i casi, i due elementi della coppia sono inclinati in direzioni opposte e formano un angolo θ = 11° con il piano della faccia circolare del fantoccio. Le rampe e
i cunei sono racchiusi da una struttura quadrata di 120 mm di lato. Viene utilizzato per la valutazione della distorsione geometrica e dello spessore della slice.
TO3: è un fantoccio articolato con al centro un cubetto di materiale plastico in cui sono presenti quattro inserti posti obliquamente lungo le facce laterali. In aggiunta 16 coppie di bastoncini incrociati sono disposti a raggiera lungo due circonferenze concentriche. Tali struttu-re permettono di utilizzastruttu-re il fantoccio per dastruttu-re una valutazione sulla deformazione e sulla posizione della slice.
TO4: al suo interno sono presenti cinque serie di barre con spaziature diverse (2 mm, 1.5 mm, 1 mm, 0.5 mm, 0.3 mm) e due blocchi a base quadrata. Consentono la valutazione della risoluzione spaziale.
TO5: il cilindro da cui è costituito presenta 12 fori in cui è possibile posizionare a turno 18 provette calibrate contenenti un gel di agaro-sio, drogato con gadolinio, di cui sono noti T1 e T2. Tale fantoccio permette di valutare l'accuratezza e la precisione di T1 e T2 e di dare informazione anche sul contrasto.
Sequenze di acquisizione
Il protocollo EUROSPIN prevede l'acquisizione delle immagini dei Test Ob-ject mediante una sequenza spin-echo (SE) con i seguenti parametri: TR = 1000 ms, TE = 20 ms, FOV = 250mm, matrice di acquisizione 128x128 op-pure 256x256, spessore dello slice 5 mm. Il protocollo EUROSPIN prevede che, per un'analisi completa delle performance dello scanner RM, si valutino i parametri di imaging su tutti i piani di acquisizione (trasversale, sagittale e coronale).
Metodi di misura dei parametri
Uniformità: sulle immagini del Test Object omogeneo TO1, viene se-lezionata una ROI che occupa circa l'80% dell'immagine stessa. In essa si identi cano una zona di massima e una di minima intensità. L'uniformità percentuale si calcola secondo la formula:
U = 100 ∗ (1 − Smax− Smin Smax+ Smin
dove Smax e Smin sono rispettivamente la media del segnale nella zona di massima e minima intensità. I limiti di accettabilità riportati sul protocollo EUROSPIN prevedono un valore di uniformità percentuale superiore all'80%. Il test fallisce con percentuali inferiori al 50%. Artefatti: il ghosting percentuale G è de nito come il rapporto tra
il segnale medio di una ROI esterna all'area del fantoccio (Sext) e il segnale medio di una ROI posta nella zona centrale del fantoccio stesso (Sint):
G = 100 ∗Sext Sint
(2.6) Il protocollo Eurospin non fornisce indicazioni sul limite di questo parametro.
Distorsione geometrica: considerando le immagini del fantoccio TO2, si misurano i lati della struttura quadrata e si de nisce la distorsione geometrica percentuale D:
D = 100 ∗ |L0− Li| L0
(2.7) dove Lisono le misure dei quattro lati del quadrato e L0è la misura reale (120 mm). Il protocollo Eurospin ssa il limite superiore di accettabilità per la distorsione geometrica percentuale al 5%.
Spessore della slice: il protocollo prevede l'acquisizione di una slice del TO2 impostando diversi spessori nella sequenza standard. Lo spessore della slice si calcola dalla lunghezza delle rampe sapendo il loro angolo di inclinazione. Al ne di valutare quanto lo spessore sperimentale della slice sia consistente con il valore impostato in acquisizione si de nisce ∆s:
∆s = |sexp− steo| steo
(2.8) con sexp lo spessore calcolato e steo quello impostato. Il protocol-lo EUROSPIN considera auspicabile una deviazione dal vaprotocol-lore atteso inferiore al 10%.
Deformazione della slice: il protocollo EUROSPIN è l'unico documen-to che a livello internazionale prevede i controlli di qualità su quesdocumen-to parametro. Si utilizza il fantoccio TO3 ed in particolare si considerano
le sezioni delle 16 coppie di bastoncini di vetro. La deformazione della slice viene valutata attraverso l'apparente variazione della spaziatura wi (i ∈ [1, 16]) tra i bastoncini di vetro in confronto alla distanza sica (k = 7.0 ± 0.5 mm):
wi = q
p2
i − k2 (2.9)
dove piè la posizione della slice rispetto al piano centrale del fantoccio. Posizione della slice: per la valutazione di questo parametro si indica con p la posizione della slice rispetto al piano centrale del fantoccio, quest'ultimo corrisponde a pteo= 0 mm. Se pexp è la distanza misurata, la dierenza tra il valore teorico e quello reale ∆p è: ∆p = |pexp− pteo|. Il limite di accettabilità previsto dal protocollo EUROSPIN per ∆p è di 1 mm per slice di 5 mm di spessore.
Risoluzione: si considerano le barre del fantoccio TO4. Mediante il sem-plice esame visivo, si determina il blocco di barre con minore spaziatura correttamente visualizzato.
Accuratezza e precisione di T1 e T2: il protocollo EUROSPIN è l'unico documento internazionale che prevede una procedura per i controlli di qualità anche sull'accuratezza e sulla precisione dei tempi di rilassa-mento T1 e T2. Il procedirilassa-mento si basa sull'acquisizione di sequenze opportune per la misura del T1 e T2. Quindi dai dati vengono estratte le misure di T1 e T2 e confrontate con quelli calibrati e tabulati. Contrasto di T1 e T2: Il contrasto delle immagini viene valutato
me-diante il confronto dei segnali provenienti da ciascuna coppia di pro-vette del TO5. In particolare il rapporto contrasto-rumore, CNR ij tra le provette i e j, è de nito come:
CN Rij = s Si− Sj σ2 i + σj2 (2.10)
dove S ed σ sono rispettivamente la media e la deviazione standard del segnale della provetta corrispondente (i e j) ottenute su una ROI di 250 pixel.
2.4.2 Protocollo AAPM
A dierenza dei protocolli appena descritti, il protocollo AAPM (Ameri-can Association of Physicists in Medicine) non adotta un fantoccio sico di riferimento con misure speci che su di esso ma bensì propone linee guida applicabili a fantocci diversi con caratteristiche speci che [9].
Fantocci consigliati
Nel protocollo AAPM sono ammessi tutti i fantocci MR sferici o cilindrici di dimensioni simili alle parti del corpo di interesse (testa o addome). Essi devono essere riempiti di un liquido che, per intensità di campo ≤ 2T, è tipicamente ottenuto tramite una miscela di acqua con una sostanza para-magnetica per ridurre i tempi di rilassamento T1 e T2 no a valori simili a quelli del corpo umano. Inoltre, si aggiunge generalmente NaCl per simulare anche la conduttività tipica del corpo umano. Due soluzioni di riempimento standard sono le seguenti:
1 litro di H2O, 3.6 g di NaCl e 1.25 g di CuSO4 puro o 1.96 g di CuS45H2O.
10 mM NiCl2 e 75 mM NaCl in acqua.
Il vantaggio principale dell'utilizzo di NiCl2è la diminuzione della dipendenza dalla temperatura dei tempi di rilassamento T1 della soluzione risultante. Sono utili sia fantocci omogenei (per valutare il rapporto segnale-rumore, l'uniformità e il ghosting) e/o contenenti oggetti di prova (per valutare lo spessore della slice, spaziatura, precisione geometrica, risoluzione ad alto contrasto e rilevabilità dell'oggetto a basso contrasto).
Metodi di misura dei parametri
Accuratezza geometrica: il protocollo prevede l'utilizzo di un fantoccio di dimensioni note o contenente una griglia oppure una struttura a fori. La percentuale di distorsione geometrica, GD, si ottiene dall'equazione:
GD = 100 ∗ ∆actual − ∆measured
∆measured (2.11)
dove ∆actual è la dimensione reale del fantoccio e ∆measured quella misurata nell'immagine. Il valore assoluto della distorsione geometrica percentuale non dovrebbe superare il 2%.
Spessore della slice: la tecnica più comunemente usata prevede l'uso di un inserto a rampa incrociata (tipo ACR e EUROSPIN). Si misura, co-me nei protocolli precedenti, a partire dalle caratteristiche geoco-metriche delle rampe. Il protocollo prevede che per uno spessore in acquisizione di 5 mm o superiore lo spessore misurato sia compreso tra ±10% del valore reale.
SNR: per quanto riguarda il rapporto segnale-rumore il protocollo AA-PM riprende le direttive dello standard NEMA, descritto nella sezione 2.4.3.
Uniformità dell'immagine: il protocollo AAMP tratta l'uniformità del-l'immagine percentuale PIU esattamente come il protocollo ACR de-scritto nella sezione 2.2.3, raccomandando di selezionare una ROI che comprenda almeno il 75% del fantoccio e stabilendo come criterio un valore superiore al 90%.
Risoluzione spaziale: il protocollo propone di valutare la risoluzione ad alto contrasto con un fantoccio contenente un qualsiasi inserto con matrici di oggetti di diametro successivamente decrescenti. Il criterio di accettazione stabilisce che siano risolvibili almeno oggetti di dimensioni del pixel e distanziati da un pixel stesso.
Ghosting: anche per questo parametro non vi sono dierenze rispetto al protocollo ACR. In questo caso il criterio prevede una percentuale di ghosting inferiore al 1%.
2.4.3 Protocollo NEMA
FantocciCome per il protocollo AAMP, anche il NEMA (National Electrical Manu-facturers Association) non adotta speci ci fantocci ma si limita a descriverne le caratteristiche richieste. In particolare sono ammessi sia fantocci a base acquosa che fantocci con liquidi diversi come basi oleose; è necessario, tut-tavia, che il materiale utilizzato abbia un T1 inferiore a 1200 ms e un T2 superiore a 50 ms [10] [11].
Metodi di misura dei parametri
Uniformità dell'immagine: il protocollo stabilisce di de nire una ROI quadrata che copra il 75% del fantoccio che contenga 17 piccole ROI quadrate (7 x 7 pixel). A partire dall'intensità medie del segnale, Sn dell'n-esima ROI, si de nisce la non uniformità Nn:
Nn =
|Sn− S1| |Sn+ S1|
(2.12) con n=1,2...17 e S1 la prima ROI presa come riferimento. L'uniformità si de nisce a partire da N (somma di Nn): U = 1 − N.
SNR: In questo approccio, due immagini identiche di un fantoccio omo-geneo vengono acquisite con una minima distanza temporale senza alte-rare i parametri di prescanning5. Le immagini vengono quindi sottratte e il rapporto segnale-rumore si ottiene dall'equazione:
SN R = √
2 ∗ S
σ (2.13)
dove S è il segnale medio in ROI contenente almeno il 75% del fantoccio de nita in una delle due immagini originali (o nella media delle due), e σ è la deviazione standard nella stessa ROI sulla mappa calcolata come dierenza tra le due immagini precedenti. I criteri di accettazione per SNR non sono indicati poiché i valori sono speci ci del sistema. Tutta-via, le misure SNR ottenute durante i test di accettazione dovrebbero costituire i valori di riferimento utilizzati nel successivo programma di garanzia della qualità.
5Procedura di calibrazione eettuata dalla macchina all'inizio di ciascuna sequenza che
Distorsione geometrica: il protocollo NEMA per quanto riguarda l'ac-curatezza geometrica ricalca le procedure del protocollo AAMP descrit-to nella sezione 2.4.2.
Spessore della slice: per questo tipo di analisi il protocollo fa riferi-mento a fantocci con inserti cuneiformi tali che le super ci inclinate di entrambi i cunei formino un angolo α con il piano di taglio. Dopo aver de nito le direzioni x e y, si traccia il pro lo dell'intensità dei pixel I(x) dell'immagine nella direzione x e si dierenzia rispetto a x per ottenere il pro lo della slice.
Capitolo 3
Controlli di qualità a campo
clinico
In questo capitolo si riportano i dati acquisiti e analizzati per i controlli di qualità eettuati sul sistema RM a campo clinico da 1.5T, secondo i proto-colli ACR e FBIRN1. Le misure si riferiscono a un periodo di tempo che va da Aprile 2019 a Febbraio 2021 con cadenza mensile. Per l'analisi dei dati, il lavoro di tesi si è focalizzato sullo sviluppo di un codice scritto in MATLAB che consente l'estrazione automatica, senza l'intervento dell'operatore, della maggior parte dei parametri, in modo da ridurre al minimo la discrezionali-tà soggettiva nella valutazione dei parametri di interesse e massimizzare la riproducibilità dei risultati.
3.1 Protocollo ACR a 1.5T
Per il presente lavoro di tesi è stato utilizzato il fantoccio ACR nella va-riante SMALL precedentemente descritto nel paragrafo 2.2.1. La scelta di tale protocollo nasce dall'esigenza di identi care alterazioni nella geometria dell'oggetto di cui si fa la tomogra a, l'omogeneità e il contrasto, aspetti fondamentali per assicurare accuratezza e riproducibilità in studi di imaging anatomico. La variante SMALL è compatibile, in termini di dimensioni, con la bobina della testa utilizzata nelle acquisizioni; il lavoro infatti è stato svolto
1Questa scelta rientra in un protocollo condiviso con tutti gli IRCCS italiani di
in un centro dedicato al neuroimaging infantile che ha l'esigenza di lavorare con bobine di dimensioni ridotte.
3.1.1 Implementazione delle sequenze di acquisizione
In Tabella 3.1 sono riassunti i parametri impostati per le acquisizioni del protocollo secondo quanto già mostrato nel paragrafo 2.2.2: un localizzatore sagittale e due coppie di serie assiali pesate in T1 e in T2. Infatti, oltre all'acquisizione standard, il controllo di qualità prevede un'acquisizione, de-nominata site, che è speci ca per il sito di risonanza in esame. L'acquisizione site prevede di mantenere i parametri geometrici dettati dalle dimensioni del fantoccio ma di eseguire le pesature in T1 e T2 utilizzando i tempi, le sequenze e le opzioni utilizzate comunemente per la clinica.Loc. Standard Site 1.5T
T1w T2w T1w T2w
Piano Sagittale Assiale Assiale Assiale Assiale
Sequenza SE SE SE SE Fast SE TR(ms) 200 500 2000 500 2000 TE(ms) 20 20 80 20 80.592 Thickness(mm) 20 5 5 5 5 FOV(cm) 12 12 12 12 12 Matrice 192x192 192x192 192x192 192x192 192x192 N° di slice 1 7 7 7 7
Tabella 3.1: Parametri delle sequenze di acquisizione previste dal protocollo ACR implementati sullo scanner a 1.5T. Oltre al localizzatore sono previste due serie di acquisizioni pesate in T1 e T2, denominate "Standard" e "Site" rispettivamente.
3.1.2 Dataset
La Figura 3.1 mostra un set di immagini acquisite con il protocollo ACR, comprensive del localizer e delle immagini con acquisizione standard, pesa-ta in T1, a partire dalle quali verranno analizzati i parametri richiesti dal protocollo.
Figura 3.1: Esempio di immagini acquisite con il localizzatore (Loc) sagittale e una serie assiale acquisita con protocollo standard e pesatura in T1.
3.1.3 Analisi dei dati
Per il lavoro di tesi è stato elaborato un programma in MATLAB che resti-tuisce automaticamente le misure dei parametri dettati dal protocollo. Tutti i parametri sono stati valutati in maniera identica sia per la sequenza pesata in T1 che in T2 a partire dalle de nizioni teoriche del paragrafo 2.2.3. Accuratezza geometrica (GD): per questo parametro, per ciascuna mi-sura richiesta, il programma satura l'immagine, identi ca le estremità del fantoccio, calcola la distanza tra di esse e la converte in millimetri a partire dal valore identi cato come "pixel spacing2" all'interno delle speci che del le DICOM delle immagini. Le misure eettuate sono:
Altezza del fantoccio in sagittale a partire dall'immagine del localizza-tore (Figura 3.2a).
2Tale parametro è calcolato dividendo il FOV dell'immagine per la matrice di
Diametro del fantoccio nelle due direzioni alto-basso (AP) e destra-sinistra (RL), utilizzando la slice assiale 1 (Figura 3.2b).
Diametro del fantoccio nelle quattro direzioni: alto-basso (AP), destra-sinistra (RL) e le due diagonali alto/destra-sinistra basso/destra (NG) e al-to/destra basso/sinistra (PG) utilizzando la slice assiale 3 (Figura 3.2 c-d).
Si ricorda che il protocollo ACR prevede una tolleranza limite di ±2mm rispetto ai valori di riferimento di 100mm. In Tabella 3.2 è riportata in ma-niera riassuntiva l'analisi fatta sui parametri appena descritti. Per ciascuna misura sono riportati il valor medio calcolato sulle acquisizioni nel tempo, la deviazione standard e i valori massimi e minimi registrati su 19 controlli di qualità eseguiti mensilmente. Si può notare come, per la macchina in esame, la tolleranza prevista (98-102mm) sia n troppo generosa in confronto a un range registrato sulle misure eettuate che va da 99.4mm a 100.6mm.
Media Dev. Std. Max Min (mm) (mm) (mm) (mm) Localizzatore SI 99.9 0.2 100.0 99.4 T1w slice 1 RL 99.6 0.3 100.0 99.4 AP 100.0 0.0 100.0 100.0 T1w slice 3 RL 99.6 0.3 100.0 99.4 AP 100.0 0.3 100.6 99.4 NG 100.1 0.2 100.6 100.0 PG 100.2 0.3 100.6 100.0 T2w slice 1 S1 RL 99.7 0.3 100.0 99.4 AP 100.0 0.1 100.6 100.0 T2 slice 3 RL 99.7 0.3 100.0 99.4 AP 99.9 0.3 100.6 99.4 NG 100.1 0.2 100.6 100.0 PG 100.2 0.3 100.6 100.0
Tabella 3.2: Misure di accuratezza geometrica con ACR acquisite mensilmente per 19 mesi.
(a) (b)
(c) (d)
Figura 3.2: 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 dell'altezza del fantoccio sul localizzatore; (b) diametri del fantoccio lungo la direzione orizzontale (RL) e verticale (AP) calcolati sulla slice 1; (c) diametri del fantoccio nelle direzioni verticali (AP) e orizzontali (RL) calcolati sulla slice 3; (d) diametri del fantoccio nelle direzioni diagonali (NG e PG) calcolati sulla slice 3 e visualizzati ruotando il fantoccio di -45°.
Risoluzione spaziale (HC): il programma satura l'immagine e trova il centro del fantoccio. Per ogni matrice il codice produce un pro lo di in-tensità lungo le direzioni orizzontali e verticali e valuta la distinguibilità dei picchi. Un esempio è riportato in Figura 3.3. La localizzazione spaziale dei picchi all'interno dell'immagine, identi cati come distinti, viene associata al diametro del foro corrispondente in modo che l'output sia uno dei tre valori indicati (0.7 per le matrici di sinistra, 0.8 per quelle centrali o 0.9 per quelle di destra). Per lo scanner utilizzato è auspicabile che la misura ricercata non superi 0.9mm ovvero che almeno una delle griglie di fori sia distinguibile. Nell'istogramma in Figura 3.4 è possibile osservare la distribuzione statistica dei valori ottenuti nelle due direzioni alto-basso (UL) e destra-sinistra (RL) sia per le acquisizioni pesate in T1 (T1w) che in T2 (T2w). La risoluzione spaziale in un caso ideale dovrebbe dipendere esclusivamente dalla dimen-sione del pixel, ovvero dalla scelta del FOV e dalla matrice. I dati indicano una diminuzione della risoluzione spaziale (valori più alti misurati) nelle im-magini T2w. Ciò potrebbe dipendere dal più basso rapporto segnale/rumore nelle immagini3 T2w. Le dierenze invece tra le misure ottenute nella dire-zione verticale e orizzontale sono da ricondurre alla dierenza nella codi ca spaziale , ovvero tra la codi ca di fase e la codi ca in frequenza, eettuate dai gradienti con i quali viene ricostruita l'immagine.
3In generale la pesatura in T2 implica che le immagini vengano acquisite con un TE più
lungo rispetto a quelle pesate in T1, con un'intrinseca penalizzazione del segnale dovuta al suo rilassamento. A parità di acquisizione, in termini di parametri geometrici e di ricezione della radiofrequenza (BW), il rapporto segnale rumore dipende dai parametri di imaging TR e TE in relazione ai tempi T1 e T2 caratteristici della sostanza investigata.
Figura 3.3: Immagini del programma MATLAB per la valutazione della ri-soluzione spaziale: a sinistra immagine saturata dal programma; a destra esempio di pro li tracciati lungo le strutture orizzontali e verticali per l'i-denti cazione dei picchi iperintensi. In alto (azzurro) il pro lo della seconda riga orizzontale della matrice corrispondente a 0.8 mm di diametro dei fori in cui si distinguono i 4 picchi e che fornisce il valore conteggiato (Figura 3.4) di risoluzione spaziale in direzione orizzontale, in basso (arancione) il pro lo della prima riga della matrice corrispondente a 0.7 mm in cui si distinguono solo 3 picchi, il valore conteggiato di risoluzione spaziale in direzione orizzon-tale corrisponderà quindi alla matrice di fori successiva (0.8 mm) in cui tutti e 4 i picchi appaiono risolti.
Figura 3.4: Distribuzione statistica dei valori di risoluzione spaziale su 17 misure: il numero di conteggi in cui la dimensione sica del diametro dei fori corrisponde 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.
Spessore della slice (ST): per valutare questo parametro si considera l'inserto per la misura dello spessore saturando l'immagine della slice 1 e misurando la lunghezza delle due rampe (top e bottom), che appaiono in Figura 3.5b come 2 barre iperintense di lunghezza variabile al di sotto delle matrici di fori utilizzate per la misura di risoluzione. Per riuscire ad ottenere delle misure corrette, il valore di saturazione delle immagini risulta essere un punto delicato. Nello speci co, il programma costruisce un istogramma dei livelli di grigio dell'intera immagine, trova il secondo minimo assoluto e sa-tura a partire da esso. L'operatore che esegue il programma può, attraverso un'apposita nestra, scegliere se fare eseguire la misura con il livello di satu-razione proposto, o chiedere al programma di scegliere un valore maggiore. Ciò consente di mettere in evidenza, nell'immagine saturata, i valori di grigio corrispondenti alle rampe. In Figura 3.5a si mostra il punto sull'istogramma idoneo alla saturazione. Successivamente il programma identi ca il centro del fantoccio e i due estremi delle rampe in modo da poterne calcolare la
distanza e trasformarla in millimetri a partire dal valore del "pixel spacing". Applicando in ne la formula descritta nel paragrafo 2.2.3 si ottengono i valori richiesti di spessore. Il protocollo prevede che la misura dello spessore sia di 5mm (come impostato in fase di acquisizione) con un margine di accettazio-ne di ±0.7mm. Dalle analisi eettuate, la media su tutte le misure eseguite risulta essere di (4.9±0.4)mm per l'acquisizione pesata in T1 e (5.0±0.5)mm per quella in T2, con un valore massimo registrato di 5.5mm per entrambe e un valore minimo di 4.4mm e 4.3mm, rispettivamente per T1w e T2w. Vale la pena far notare inoltre come il programma, per un numero ristretto di casi, 2 per il T1 e 5 per il T2, fallisca nella saturazione delle rampe resti-tuendo un valore completamente errato. Questa criticità comporta un errore sistematico del programma nell'identi care gli estremi delle rampe e quindi nella misura del parametro. I risultati della procedura automatica sono stati controllati e, nel caso di errori di questo tipo, sostituiti con il calcolo manua-le eseguito utilizzando il software ImageJ4. In ultima analisi, in Figura 3.6 si può osservare l'andamento temporale dei risultati ottenuti per la misura dello spessore della slice.
(a) (b)
Figura 3.5: Immagini del programma relative al calcolo dello spessore della slice: (a) istogramma dei livelli di grigio della slice 1 in esame: la freccia rossa indica il secondo minimo utilizzato come soglia per la saturazione; (b) slice 1 saturata a partire dal valore ricavato dall'istogramma.
Figura 3.6: Andamento nel tempo dei valori di spessore della slice per l'ac-quisizione standard a 1.5T: in blu l'acl'ac-quisizione T1w e in rosa quella T2w. La banda color viola indica i limiti di tolleranza imposti dal protocollo. Posizione della slice (SP): Il programma, ancora una volta, satura l'im-magine della slice 1 e identi ca l'altezza dei margini ipointensi appartenenti alle strutture cuneiformi di destra e di sinistra e ne misura la dierenza. Il dettaglio della slice utile allo scopo è osservabile nella parte superiore del fantoccio in riferimento nuovamente alla Figura 3.5b. I risultati ottenuti rientrano nel criterio imposto dal protocollo, riportato nella banda viola sul gra co, con una media in valore assoluto di (0.6±0.5)mm per le immagini pe-sate in T1 e (0.5±0.4)mm per quelle in T2, con un valore massimo registrato di 1.25mm e minimo di 0mm per entrambi i set di misure. Come osservabile anche nell'andamento in Figura 3.7, si riscontra in primo luogo un corretto posizionamento del fantoccio per tutte le acquisizioni eettuate nel tempo e la capacità dello scanner di riprodurre la posizione richiesta all'interno della struttura di cui si vuole fare l'imaging.
Figura 3.7: Andamento nel tempo dei valori di posizione della slice per l'ac-quisizione standard a 1.5T: in blu l'acl'ac-quisizione T1w e in rosa quella T2w. La banda color viola indica i limiti di tolleranza imposti dal protocollo. Uniformità dell'immagine (PIU): il programma identi ca il centro del-la slice 4 e considera una ROI di area pari a 55cm2 centrata in esso. All'inter-no di quest'ultima disegna una serie di piccole ROI da 1 cm2 di area (Figura 3.8) al ne di identi care, una volta saturata l'immagine, quelle con il mas-simo e il minimo segnale medio, per poi applicare la formula descritta nel paragrafo 2.2.3. Si ricorda che il protocollo prevede un'uniformità percentua-le maggiore dell'87.5%. Le immagini analizzate rientrano con costanza nel tempo (Figura 3.9) il limite imposto: la media risulta essere (94.4±0.7)% per le immagini pesate in T1 con un minimo registrato di 93.2% e (94.5±0.6)% per le immagini pesate in T2 con un minimo di 93.3%.
Figura 3.8: Esempio di calcolo dell'uniformità, eseguito sulla slice 4. Sono visibili le piccole ROI utilizzate per identi care le zone di massima e minima intensità.
Figura 3.9: Andamento nel tempo della percentuale di uniformità (PIU) per l'acquisizione standard a 1.5T: in blu l'acquisizione T1w e in rosa quella T2w. La banda color viola indica i limiti di tolleranza imposti dal protocollo.
Ghosting (PSG): considerando nuovamente l'immagine saturata della sli-ce 4 e la ROI sli-centrale presli-cedentemente costruita per il calcolo dell'uniformi-tà, il programma disegna 4 ROI ellittiche di 10 cm2, posizionate ai bordi del campo di vista (Figura 3.10). Applicando la formula descritta nel paragrafo 2.2.3 si ottiene, per le immagini pesate in T1, un valor medio percentuale di ghosting di (0.82±0.09)% con un massimo registrato di 0.91%. Le immagi-ni pesate in T2 invece mostrano un valor medio pari a (1.3±0.2)% con un massimo di 1.5%. In ogni caso i risultati rientrano nel limite imposto dal protocollo che prevede una percentuale di ghosting inferiore al 2.5% come mostra anche l'andamento temporale riportato in Figura 3.11.
Figura 3.10: Esempio delle ROI utilizzate per il calcolo della percentuale di ghosting sull'immagine saturata della slice 4.
Figura 3.11: Andamento nel tempo della percentuale di ghosting per l'acqui-sizione standard a 1.5T: in blu l'acquil'acqui-sizione T1w e in rosa quella T2w. La banda color viola indica i limiti di tolleranza imposti dal protocollo.
Rilevabilità di oggetti a basso contrasto (LCOD): a dierenza dei parametri precedenti, questo è l'unico per cui non è ancora stato implemen-tato un metodo di misura automatizzato. Nel programma appare una nestra tramite la quale l'operatore può cambiare il livello di saturazione e contrasto dell'immagine (Figura 3.12) in modo da mettere in evidenza i dischi ed eet-tuare il conteggio visivamente. Quindi appare un'interfaccia in cui inserire manualmente il numero di raggi contati. La Figura 3.13 mostra le due slice, a diverso contrasto, a partire dalle quali si eettua il conteggio. Il protocollo prevede che il numero di raggi per ogni slice sia maggiore di 7. L'istogram-ma in Figura 3.14 mostra i risultati ottenuti su tutti i 18 punti di misura. Il contrasto peggiore si riscontra per la slice 6 delle immagini pesate in T2 a dierenza della slice 7 pesata in T1 che mantiene con costanza il valore massimo di conteggio di 10 raggi su 10.
Figura 3.12: Finestra di interfaccia del programma che consente di aggiustare il livello di saturazione e contrasto dell'immagine, per favorire il conteggio dei dischi.
(a) (b)
Figura 3.13: Esempio delle slice utilizzate per il conteggio dei raggi nella misura di rilevabilità di oggetti a basso contrasto di una acquisizione pesata in T1: (a) slice 7 nella quale si contano 10/10 raggi completi; (b) slice 6 nella quale si contano, a partire dalle ore 12, 8/10 raggi completi in senso orario.
Figura 3.14: Istogramma dei conteggi ottenuti per la misura di rilevabilità di oggetti a basso contrasto, per le 18 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.
3.1.4 Confronto acquisizione standard e site
Oltre al protocollo standard ogni controllo di qualità prevede un secondo tipo di acquisizione, comprensivo di immagini pesate in T1 e T2, speci ca per il sito di risonanza in esame in cui si mantengono i parametri geometrici ma vengono settate le opzioni e i parametri utilizzati per la clinica. I parametri di acquisizione sono stati precedentemente riportati in Tabella 3.1. Per valu-tare la dierenza rispetto alle misure precedenti, è stata eettuata un'analisi statistica utilizzando un t-test a due code su ogni parametro. La Tabella 3.3 mostra i valori medi con le deviazioni standard delle misure eettuate con il protocollo standard e quello site e il rispettivo p-value ottenuto nel
confron-to statistico. Le dierenze più signi cative si osservano nella percentuale di ghosting, nella rilevabilità di oggetti a basso contrasto e nello spessore della slice per l'acquisizione T2w. La Figura 3.15 mostra gli andamenti della per-centuale di ghosting messi a confronto tra l'acquisizione standard e site, dove si può osservare un miglioramento di quest'ultima sia per quanto riguarda le acquisizioni pesate in T1 che in T2 per il protocollo speci co site.
T1w T2w
Standard Site 1.5T p-value Standard Site 1.5T p-value GD (T1 S1) RL 99.6±0.3 99.6±0.3 1 99.7±0.3 99.6±0.3 0.9 AP 100±0 100.1±0.2 0.8 100±0.1 100.1±0.2 0.9 GD (T1 S3) RL 99.7±0.3 99.7±0.3 1 99.7±0.3 99.7±0.3 1 AP 100±0.3 100.1±0.2 0.7 99.9±0.3 99.9±0.2 0.9 NG 100.1±0.2 100.1±0.2 1 100.1±0.2 100.0±0.2 0.8 PG 100.2±0.3 100.3±0.3 0.9 100.2±0.3 100.2±0.3 1 HC UL 0.8±0.1 0.8±0.1 1 0.9±0.1 0.9±0.1 1 RL 0.7±0 0.7±0 1 0.9±0.1 0.9±0 0.9 ST 4.9±0.4 4.8±0.3 0.7 5.0±0.5 4.7±0.2 0.03* SP 0.6±0.5 0.7±0.4 0.8 0.5±0.4 0.7±0.4 0.7 PIU 94.4±0.6 94.8±0.6 0.8 94.5±0.6 96±2 0.6 PSG 0.82±0.09 0.63±0.08 <0.01* 1.3±0.2 0.3±0.3 <0.1* LCOD S7 10±0 10±0 1 9±0 10±0 <0.01* S6 9±1 10±0 <0.01* 8±1 9±1 <0.01*
Tabella 3.3: Confronto statistico tra i valor medi dei parametri ottenuti con le acquisizioni standard e site: accuratezza geometrica (GD), risoluzione spazia-le (HC), spessore della slice (ST), posizione della slice (SP), uniformità (PIU), ghosting (PSG) e rilevabilità di oggetti a basso contrasto (LCOD). Gli asteri-schi indicano i parametri nei quali si riscontra una dierenza statisticamente signi cativa (p<0.05).
