Matrice e Pixel

Scritto da Alessandro Tombolesi il 15 Giugno 2016

Ogni immagine TC è costituita dall’intensità luminosa, in termini di scala di grigi, di un determinato numero di pixel disposti in un sistema a griglia all’interno di una matrice (che raramente varia in TC).
Le dimensioni totali della matrice sono variabili e dipendono dal Display FOV, che determina la dimensione dell’oggetto da visualizzare rispetto allo schermo come la dimensione del pixel rispetto a ciò che deve rappresentare, e anche quanti dati grezzi verranno utilizzati per ricostruire l’immagine.
Aumentando il DFOV aumenterà la dimensione di ogni pixel d’immagine, di conseguenza ciascun pixel conterrà un maggior numero di dati grezzi (ogni pixel effettua una media dei coefficienti di attenuazione lineare misurati un HU di quella determinata porzione di studio), e conseguentemente diminuirà la risoluzione spaziale.

Dimensione del pixel = DFOV / n.pixel matrice

In un’immagine TC di matrice 512x512 e DFOV 48 cm il pixel misurerà 0.93 mm per lato, riducendo il DFOV a 24 cm il pixel misurerà 0,47 mm

La risoluzione è però condizionata anche dallo spessore della slice, in quanto il pixel contiene i dati HU presenti nel volume che sottende (voxel).
A spessori di slice maggiori corrispondono più dati grezzi inglobati ed una media di più valori HU corrispondenti, con correlata diminuzione della risoluzione spaziale, anche se la dimensione nominale del pixel resta invariata. 

Tuttavia lo spessore della sezione TC influisce maggiormente sulla risoluzione in senso longitudinale (testa-piedi), vale a dire quella delle ricostruzioni su piani differenti da quello assiale di acquisizione. Nel caso di una MPR coronale o sagittale la forma del pixel non sarà più quadrata ma rettangolare, con il lato lungo del voxel pari allo spessore della fetta. Con le recenti apparecchiature TC si è raggiunta la dimensione isotropica del voxel, con tutti i lati di egual dimensione. 

Nell’esempio soprastante una MPR sagittale di un capitello radiale in cui è apprezzabile una frattura ossea che si estende in profondità. La trabecolatura e la rima di frattura risultano tanto più apprezzabili quanto è ridotto lo spessore delle slices ma con una rumorosità d’immagine che, al contrario, aumenta in modo proporzionale.

Stesso esempio (sopra) su una MPR coronale di esame TC dell’articolazione tibiotarsica in cui la migliore visione della frattura bimalleolare si ha ricostruendo il piano da immagini più sottili.

Non solo le dimensioni del DFOV e del pixel influiscono sulla risoluzione ad alto contrasto. L’algoritmo di ricostruzione scelto dall’operatore al momento della programmazione o successivamente ricostruendo dai dati grezzi, presenta caratteristiche proprie nella rappresentazione delle differenze di contrasto tra i pixel adiacenti, determinando una differenza di visualizzazione differente per tessuto e per parametri di visualizzazione che aumenta o riduce la risoluzione spaziale al variare dell’algoritmo. In molti casi infatti si rende necessaria la doppia ricostruzione (ad es. STD e BONE, STD e LUNG, ecc.) per permettere la migliore interpretazione di tutte le caratteristiche strutturali presenti all’interno dell’organo da esaminare, ad alto come a basso contrasto intrinseco.

La dimensione della macchia focale, al pari della radiologia convenzionale proiettiva, ha un ruolo determinante nella variazione della risoluzione spaziale per la generazione dell’effetto penombra. Tale effetto, che sfuma i bordi ed i contorni delle strutture analizzate, rende meno riconoscibili le interfacce tra i tessuti.

Nei sistemi TC la scelta della macchia focale può essere automatica od a scelta dell’operatore, con limitazione nell’erogazione dei mA (vedi tabella sopra) per macchia focale piccola e per kV utilizzati.

Altro parametro che varia la risoluzione spaziale (soprattutto longitudinale) in una acquisizione TC è il pitch.
L’aumento del passo di scansione riduce la risoluzione, e l’effetto è maggiormente visibile al diminuire del numero dei canali di detettori.

Infine, ma non di minor conto, il movimento del paziente può alterare la risoluzione di contrasto.
Sono generalmente preferibili i tempi di rotazione del tubo brevi al fine di ridurre il tempo di scansione totale e prevenire così movimenti d’organo involontari, atti respiratori indesiderati, oltre che al movimento palese del paziente.