Attenuazione raggi X e risonanza magnetica nucleare in fisica

Attenuazione Fotoelettrica

L'attenuazione fotoelettrica è l'assorbimento dei raggi X che porta a una riduzione del segnale ricevuto. Il primo passaggio è che un raggio X incidente viene assorbito dall'interazione con un atomo, con un elettrone strettamente legato che viene emesso dopo aver guadagnato l'energia trasportata dal fotone fotone + atomo -> ione + e" . In un secondo passaggio, un elettrone da un livello energetico più elevato nell'atomo riempirà il "buco" lasciato indietro, ma poiché avrà attraversato un cambiamento di energia inferiore a quello coinvolto nel rilascio del primo elettrone, l'energia recuperata sarà molto inferiore al raggio X originale e verrà assorbita altrove nel tessuto. L'effetto complessivo è l'assorbimento completo dell'energia dei raggi X dal fotone prima che possa raggiungere il rilevatore. Si noti che in questo processo viene creato uno ione dall'atomo. Quindi, i raggi X contano come radiazioni ionizzanti. La produzione di ioni provoca danni alle cellule e può portare allo sviluppo di tumori cancerosi in cui si è verificato un danno al DNA. Per questo motivo, la quantità totale di radiazioni a raggi X a cui un individuo è esposto in una scansione, la dose, è strettamente limitata. Ciò pone anche dei limiti alla frequenza con cui un paziente può essere esposto ai raggi X se sono necessarie immagini ripetute.

Scattering Compton

Mentre l'effetto fotoelettrico riguardava l'interazione di un fotone con un elettrone strettamente legato, l'effetto Compton si riferisce all'interazione con elettroni più debolmente legati nel guscio esterno di un atomo. In questo caso, solo una piccola quantità di energia del fotone viene trasferita all'elettrone; entrambi causano l'espulsione dell'elettrone dall'atomo, ma anche la deviazione dei raggi X dal loro percorso originale. Quindi, non viene più rilevato da un rilevatore posizionato direttamente di fronte alla sorgente; i raggi X sono stati attenuati per quanto riguarda questo rilevatore. Poiché c'è solo una piccola variazione di energia, i raggi X appariranno comunque come un segnale valido per un rilevatore di raggi X, ma poiché sono stati deviati, appariranno nel posto sbagliato rispetto a quelli che li attraversano dritti. Poiché in genere utilizziamo una serie di rilevatori, i fotoni dispersi contribuiscono a un segnale di "fondo" extra.

Legge di Assorbimento

Coefficiente di Attenuazione

L'attenuazione dei raggi X è in genere descritta come un processo esponenziale rispetto alla distanza. Per No raggi X incidenti, il numero trasmesso, N, attraverso il tessuto di spessore x è: N = Noe-p(E)x dove u è il coefficiente di attenuazione combinato di tutti i meccanismi di diffusione, ovvero: μ(Ε) = [PHOTO (Ε) + MCOMPTON (Ε) All'aumentare dell'energia dei raggi X, il coefficiente di attenuazione si riduce. L'intensità misurata al rivelatore dai raggi X che attraversano un oggetto composto da diverse regioni di attenuazione risulta essere: I = 108(E)eSu dxCon Io = E No, ¿(E) è la sensibilità del rivelatore ai raggi X con energia E e abbiamo eseguito un integrale di linea tra sorgente e rivelatore per accumulare l'effetto di attenuazione di tutti i diversi tessuti lungo il percorso.

Mass attenuation coefficient (cm2g-1) 1000 100 Bone 10 1 Soft tissue 0.1 -- 1 10 100 1000 X-ray energy (keV)

Contrasto Radiografico

L'energia che raggiunge il recettore dei raggi X dipenderà dall'attenuazione dei raggi X lungo il percorso tra sorgente e rilevatore. Pertanto, quando si utilizza la trasmissione per l'imaging medico, il modo in cui codifichiamo le informazioni sui tessuti all'interno del corpo nel segnale si basa sulle diverse proprietà di attenuazione dei diversi tessuti. Quindi, il contrasto viene generato tra tessuti con diversi coefficienti di attenzione. Considerando i coefficienti di attenuazione della massa per tessuti diversi, si noterà che l'osso ha un'attenuazione maggiore rispetto al tessuto, ma per il resto la maggior parte dei tessuti è molto simile. Quindi, i raggi X sono buoni per l'imaging dell'osso, ma scarsi per creare contrasto tra tessuti molli. L'attenuazione per l'osso presenta discontinuità chiaramente distinguibili, chiamate bordi K, che si riferiscono specificamente alle energie di legame del guscio degli elettroni in atomi specifici; per l'osso, queste sono correlate al calcio. Il risultato è che i raggi X con energia sufficientemente elevata possono indurre uno specifico effetto fotoelettrico con gli atomi di calcio, portando a un assorbimento maggiore e quindi significando che si ottiene un fattore di aumento di 5-8 nell'assorbimento dell'osso sui tessuti molli.

Segnale di Fondo

Poiché registriamo simultaneamente i segnali di più onde di raggi X sul rilevatore che hanno viaggiato attraverso diverse da un'onda forniranno un H2 8 4 A B parti del corpo, i fotoni dispersi contributo non utile al segnaledi un'altra onda. Ciò fornisce un'intensità di fondo ai nostri segnali misurati che non contiene informazioni utili sulle regioni di diversa attenuazione, ad esempio i tessuti, sul percorso dei raggi X. Se consideriamo il nostro array di rilevatori come una superficie 2D, possiamo scrivere l'energia ricevuta in un'area dxdy come: I (x, y) = Iprimary (x, y) + Isecondary(x, y) Abbiamo fotoni primari che sono arrivati direttamente dalla sorgente ma sono stati attenuati lungo il loro percorso: Iprimary(x, y) = I0€(E, O)e-Sudx con ¿(E, 0) come efficienza del rivelatore per fotoni con energia E ricevuti da un angolo 0: per i fotoni primari 0 = 0. Abbiamo anche un contributo dai fotoni secondari che richiederebbe di integrare sull'intervallo di energie a cui è sensibile il rivelatore e sull'intervallo di angoli da cui i fotoni potrebbero essere ricevuti: mary kay - ... Es - C &(Es, 0)EsS(x, y, Es, 12)dEs d.2 Con S (x, y, Es, (2), la funzione di distribuzione della dispersione, essendo il numero di fotoni sparsi in un intervallo di energia dEs su un angolo solido 22. Mentre questo rappresenta un modello completo del contributo della dispersione, è troppo dettagliato per essere di grande utilità pratica. Invece, viene spesso approssimato da Isecondary(x, y) =(EsEs)5 dove S è il numero di fotoni sparsi per unità di area al centro dell'immagine (che assumiamo essere il caso peggiore) e (EsEs) è l'energia media per fotone sparso. Ciò presuppone un contributo di dispersione costante in ogni posizione nell'immagine finale. Possiamo anche definire il rapporto dispersione-rapporto primario R, in modo che: I(x,y)= N &(E,0)E(1 + R)e-Sudx

Griglie Anti-Scatter

Abbiamo visto che i fotoni sparsi forniscono poche informazioni spaziali, poiché non possiamo dire dove nel tessuto sono stati sparsi, ma contribuiscono comunque all'intensità ricevuta.Quindi, aumentano il segnale di fondo nell'immagine finale. Ciò significa che riducono il contrasto che possiamo ottenere tra un tessuto e lo sfondo stesso, e anche tra tessuti diversi. Possiamo ridurre il loro effetto utilizzando una griglia anti-dispersione. Questa assume la forma di strisce parallele di lamina di piombo; queste strisce assorbono i fotoni che non arrivano al rilevatore entro un intervallo molto ristretto di angoli, rimuovendo così una grande proporzione dei raggi X sparsi. Tuttavia, lo svantaggio è che viene ricevuta meno energia in generale e, quindi, sarà richiesta una maggiore intensità di raggi X, con conseguente maggiore dose di energia di raggi X al paziente.

Dalle Proiezioni RX alla Tomosintesi

La tomosintesi mammaria è un nuovo strumento diagnostico che permette di rintracciare anche lesioni tumorali di piccole dimensioni che originano dalla ghiandola mammaria. Attraverso la mammografia con tomosintesi viene eseguita una scansione delle mammelle in tre dimensioni: in pratica, la mammella viene come scomposta in molteplici sezioni, ognuna delle quali di spessore millimetrico, in modo tale che sia possibile identificare alterazioni anche molto circoscritte che potrebbero segnalare la presenza di un tumore. La tomosintesi, grazie a una tecnologia di ultima generazione, permette uno studio stratigrafico della mammella, e conseguentemente il risultato diagnostico è più efficace rispetto alla mammografia convenzionale. La maggiore accuratezza diagnostica garantita dalla tomosintesi deriva dalla disponibilità di immagini da diverse angolature che vengono ottenute con un mammografo 3D o DBT - Digital Breast Tomosynthesis. La tecnica di esecuzione è la stessa della mammografia digitale; l'unica differenza è rappresentata dal fatto che il tubo radiogeno ha un movimento oscillante. Le immagini vengono poi ricostruite al computer e interpretate dal medico radiologo che ha così la possibilità di poter studiare la mammella a strati sottili (solitamente da 3 a 5 mm di spessore).

CT Number e Unità di Hounsfield

In pratica, mentre i sistemi a raggi X, come la CT, si basano su diverse parti del corpo con coefficienti di attenuazione diversi, non è il coefficiente di attenuazione che viene solitamente citato, ma piuttosto il numero CT, in cui l'acqua viene trattata come riferimento: CT= PH20 1000 (μ-μΗ20) Il numero CT è citato in unità HOUNSFIELD che variano tra -1000 e +3000.

Tomografia Computerizzata

Per i sistemi di imaging medico basati sui raggi X, ovvero la tomografia computerizzata (TC), l'acquisizione di proiezioni comporta il montaggio di sorgente e rilevatore su un gantry e la rotazione di questo attorno al soggetto per acquisire proiezioni da una fetta piana. È quindi possibile acquisire più fette muovendo il soggetto attraverso il gantry. Possiamo scrivere la proiezione dell'oggetto quando il gantry è a un angolo o come lø(x') = lø,0(x')e-JAB M(x,y)dyr dove abbiamo definito un set di assi "globale", xy, che sono correlati all'oggetto/soggetto e un set di assi locale, x'y', allineati con la disposizione della sorgente e del rilevatore TC, con questi posizionati lungo l'asse y'. Questa equazione afferma che le intensità in qualsiasi posizione nella proiezione, x', dipendono dall'intensità (attenuata) dei raggi X che cadrebbero sul rivelatore moltiplicata per l'integrale di linea del coefficiente di attenuazione tra la sorgente e il rivelatore, lungo la linea AB. Per far funzionare questo, dobbiamo assicurarci di ricevere solo raggi X dalla precisa linea di proiezione tra sorgente e rivelatore, il che richiede l'uso dei collimatori. Se normalizziamo in base all'intensità della sorgente, possiamo definire la proiezione che può anche essere scritta come 2g (x') = p(x, y)8(xcos+ + ysind - x')dxdy