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Traduzione, revisione e integrazione del documento:“Measurement of the Performance Characteristics ofDiagnostic X-ray Systems used in Medicine” Report N.32 IPEM - Part III: Computed TomographyX-ray Scanners - (II edition - 2003)

N.4 (2007)

Gruppo di lavoroTC MULTISTRATO

TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA:DESCRIZIONE E MISURA DEI PARAMETRI CARATTERISTICI

Curatore

Paola Colombo Azienda Ospedaliera Niguarda Ca’ Granda, Milano

Autori

Paola Colombo Azienda Ospedaliera Niguarda Ca’ Granda, Milano

Daniela Origgi Istituto Europeo di Oncologia, Milano

Luca Moro Fondaz. Salvatore Maugeri, Istituto Scientifico, Pavia

Lorella Mascaro Spedali Civili, Brescia

Sara Re Casa di Cura S. Maria, Castellanza

Sabrina Vigorito Istituto Europeo di Oncologia, Milano

Nicoletta Paruccini Azienda Ospedaliera S. Gerardo, Monza

Felicita Luraschi Istituti Ospedalieri, Cremona

Hanno collaborato

Caterina Ghetti Azienda Ospedaliera, Parma

Sabina Strocchi Ospedale di Circolo e Fondazione Macchi, Varese

e tutti i componenti del Gruppo di Lavoro AIFM “TC Multistrato”

Si ringraziano

Giampiero Tosi

Guido Pedroli

Luisa Pierotti

per il prezioso lavoro di revisione

TC: DESCRIZIONE E MISURA DEI PARAMETRI CARATTERISTICI III

INDICE1 INTRODUZIONE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .pag. 7

1.1 Sistemi di rivelazione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 8

1.2 Metodi di ricostruzione lungo z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 11

1.3 Cone Beam . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 15

1.4 Metodi di riduzione della dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 18

1.4.1 Modulazione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 18

1.4.2 Modulazione angolare . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .“ 19

2 FANTOCCI PER LA VALUTAZIONE DELLE IMMAGINI TCMS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 22

2.1 Fantocci specifici per la qualità immagine . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 22

2.1.1 Fantocci per la valutazione di uniformità del n. TC, n. TC dell’acqua e rumore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 22

2.1.2 Fantocci per la valutazione dello spessore dello strato . . . “ 23

2.1.3 Fantocci per la valutazione dello Slice Sensitivity Profile (SSP) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 24

2.1.4 Fantocci per la valutazione della risoluzione spaziale . . . . “ 24

2.1.5 Fantocci per la valutazione della linearità dei numeri TC “ 26

2.1.6 Fantocci per la valutazione della relazione fra densità elettronica e n. TC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 27

2.1.7 Fantocci per la valutazione del basso contrasto . . . . . . . . . . . “ 28

2.1.8 Artefatti (Cone Beam) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 29

2.2 Misure dosimetriche: strumentazione e fantocci . . . . . . . . . . . . . . . “ 30

3 PARAMETRI DI QUALITÀ DELL’IMMAGINE . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 32

3.1 Rumore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 32

3.1.1 Definizione e introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 32

3.1.2 Metodo di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 33

3.1.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 34

3.1.4 Tecnologia multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 35

3.1.5 Condizioni operative . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 36

3.1.6 Dispositivo di prova . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 36

3.2 Risoluzione spaziale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 37

3.2.1 Definizione e discussione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 37

TC: DESCRIZIONE E MISURA DEI PARAMETRI CARATTERISTICI 1

3.2.2 Metodi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag. 37

3.2.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 39

3.2.4 Tecnica multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 40


3.2.6 Prova di accettazione e Controlli periodici . . . . . . . . . . . . . . . “ 41


3.2.8 Risoluzione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 42

3.3 n. TC e linearità . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 43


3.3.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 43



3.4 Uniformità dei numeri TC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 44


3.4.2 Metodo di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 44

3.4.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 45


3.4.5 Commenti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 45


3.5 Risoluzione a basso contrasto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 46


3.5.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 49



3.6 Artefatti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 51


3.6.1.1 Processi di interpolazione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . “ 52

3.6.1.2 Geometria del fascio radiante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 55

3.6.1.3 Elaborazioni tridimensionali . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 57

3.6.1.4 Inclinazione del gantry . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 59

3.6.1.5 Diversa risposta dei singoli canali di acquisizione . . . . . “ 59

3.6.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 60

REPORT AIFM N. 4 (2007)2


4 CARATTERISTICHE DELLO STRATO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag. 62

4.1 Spessore irradiato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 62

4.1.1 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 62

4.1.2 Considerazioni per tomografi multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 64


4.2 Spessore dello strato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 64

4.2.1 Metodi di misura: modalità assiale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 64

4.2.2 Metodi di misura: modalità spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 65

4.2.3 Metodi di misura: tomografi multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 67

4.3 Efficienza geometrica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 68

4.3.1 Efficienza geometrica lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 68

4.3.2 Efficienza geometrica del sistema di rivelazione . . . . . . . . . “ 71

5 INDICI DI DOSE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 72

5.1 Indice di Dose per Tomografia Computerizzata (CTDI) . . . . . . . “ 72

5.1.1 Definizioni . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 72

5.1.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 73

5.1.3 CTDI pesato (CTDIw) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 75

5.1.4 CTDIvol (CTDIW mediato lungo asse z) . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 76

5.2 MSAD (Multiple scan average dose) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 77


5.2.2 Relazione tra CTDI e MSAD . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 78

5.3 Modalità spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 78

5.3.1 TC multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 79


5.3.3 Commenti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 80

5.3.4 Strumentazione utilizzata . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 81

5.4 Prodotto dose lunghezza (DLP) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 81

5.5 Nuove definizioni – ICRU 74 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 82

6 DOSIMETRIA DEL PAZIENTE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 84

6.1 Confronti dosimetrici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 84

6.1.1 Confronto tra tomografi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 84

6.1.2 Confronto tra protocolli . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 84

6.1.3 Confronto tra rischi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag. 84

6.2 Dose superficiale e agli organi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 85

6.3 Dose Efficace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 85

7 IL PARAMETRO Q . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 87

8 VERIFICHE DI ACCURATEZZA MECCANICA . . . . . . . . . . . . . . . . “ 89

8.1 Introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 89

8.2 Tomografi computerizzati per impiego diagnostico . . . . . . . . . . . “ 89

8.3 Tomografi computerizzati per impiego in ambito radioterapico “ 89

9 RICOSTRUZIONI MULTIPLANARI E 3-DIMENSIONALI . . . . “ 91

Appendice I RIFERIMENTI RELATIVI AI FANTOCCI,CAMERE A IONIZZAZIONE E SOFTWARE . . . . . . . “ 93

Fantocci per QA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 93

Fantocci per Densità elettronica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 93

Camere a ionizzazione tipo “pencil” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 93

Fantocci per la misura del CTDI in PMMA (perspex) . . . . . . . . . . . . “ 93

Dati e software sulla dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 93

Indirizzi dei costruttori e dei fornitori . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 94

Schema dei principali fantocci per QA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 95

Appendice II TC-PET . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 97

Introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 97

Registrazione di immagini TC/PET . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 98

Accuratezza di registrazione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 99

Correzione per l’attenuazione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 99

Dipendenza dall’energia delle mappe di attenuazione . . . . . . . . . . . . . “ 100

Dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 101

Appendice III PROTOCOLLO PROVA DI ACCETTAZIONE . . . . . . “ 102

Introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 102

Esame a vista e prove di funzionamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 102

Alta Tensione e Filtrazione totale (opzionali) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 102

Qualità dell’immagine . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 102


Rumore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag. 102

Uniformità dei numeri TC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

N. TC e linearità . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

Risoluzione spaziale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

Risoluzione a basso contrasto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

Risoluzione spaziale lungo Z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

Artefatti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 103

Caratteristiche dello strato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

Spessore dello strato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

Spessore irradiato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

Efficienza geometrica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

Indici di dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

CTDI in aria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

CTDIw in fantoccio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 104

CTDIvol in spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 105

Accuratezza meccanica e controlli geometrici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 105

BIBLIOGRAFIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “ 106


1 INTRODUZIONE

I tomografi computerizzati multistrato (TCMS) rappresentano un’evolu-zione dei tomografi computerizzati spirale introdotti agli inizi degli anni 90.Si basano sull’acquisizione simultanea di più strati del paziente. I TCMS pos-sono essere utilizzati sia in modalità assiale che spirale, ed è in questa secon-da modalità che trovano un impiego più innovativo.

I vantaggi che i TCMS offrono rispetto ai sistemi a singolo strato sono lapossibilità di eseguire la stessa acquisizione in tempi più brevi, o analoga-mente di effettuare scansioni di volumi maggiori nello stesso intervallo ditempo, di ridurre gli artefatti legati al movimento del paziente, di acquisirestrati sottili, migliorando la risoluzione spaziale lungo l’asse z; ciò determi-na un netto miglioramento della qualità delle immagini ricostruite, quali lericostruzioni volumetriche e multiplanari.

Di primaria importanza, nei TCMS, è la versatilità nella ricostruzionedelle immagini, cioè la possibilità di ricostruire spessori di strato diversi daquelli acquisiti: ad esempio, facendo un’acquisizione assiale 16 × 1.5 mm(dove 16 indica il numero di canali di rivelazione e 1.5 mm le dimensioni delrivelatore), combinando i dati provenienti da più rivelatori, si possono rico-struire strati da 1.5, 3, 4.5 e 6 mm etc. Tale versatilità è ancora maggiore inmodalità spirale, dove lo spessore dello strato ricostruito, la posizione e l’in-tervallo di ricostruzione possono essere scelti retrospettivamente in modolibero, senza ovviamente andare al di sotto della dimensione minima delcanale di rivelazione utilizzato.

Il rapido diffondersi di tali sistemi rende necessario l’approfondimento deimetodi di acquisizione e delle prestazioni, sia in termini di qualità dell’im-magine che in termini di dose. Scopo di questo documento è la descrizionedettagliata dei parametri fisici e dosimetrici più significativi per un sistemaTC di concezione attuale (multistrato o no) da utilizzarsi durante le prove diaccettazione [1] o costanza. Nella prima parte viene analizzato il sistema diacquisizione (geometria del sistema di rivelazione, numero di canali di rice-zione, configurazione e filtri di ricostruzione lungo l’asse z). Nelle parti suc-cessive vengono definiti i metodi di verifica della qualità dell’immagine edella dose, che sono generalmente derivati da quelli per tomografi a singolostrato; per le acquisizioni in spirale può essere necessario modificare i meto-di di misura o introdurre nuovi parametri di qualità (es.: l’analisi degli arte-fatti).


1.1 Sistemi di rivelazione

Per poter acquisire simultaneamente più strati del paziente sono necessariuna matrice bidimensionale di rivelatori e un sistema di canali di rivelazioneche preleva il segnale da uno o più rivelatori uniti elettronicamente (figura1.1). Il fascio di raggi X è collimato vicino alla sorgente di radiazione nellamaniera tradizionale e la definizione dell’ampiezza dello strato avviene attra-verso una combinazione elettronica dei segnali; il numero massimo di stratiacquisibili contemporaneamente è determinato del numero di canali di rive-lazione utilizzati e dalla collimazione.


Figura 1.1: rivelatori a matrice fissa e a matrice adattativa [2]

Diverse sono state le soluzioni sviluppate dalle case produttrici di tomo-grafi nella costruzione di matrici di rivelatori per TCMS, che possono essereclassificati in tre gruppi [2]:

➣ rivelatori a matrice fissa (matrix array detector): tutti gli elementi dellamatrice hanno le stesse dimensioni;

➣ rivelatori a matrice adattativa (matrix adaptative detector): gli elementidella matrice lontani dal centro hanno dimensioni maggiori;

➣ rivelatori di tipo ibrido: tutti gli elementi della matrice hanno le stessedimensioni, ad eccezione di un certo numero di elementi centrali chesono più sottili.

In tutti i casi la matrice è costituita da rivelatori allo stato solido.

Il tipo di matrice influenza la minima ampiezza dello strato che può esse-re ricostruito, il numero di strati di ampiezza minima, il range di spessoridisponibili, la massima lunghezza che può essere campionata in una solarotazione e l’efficienza geometrica: le matrici di tipo adattative, ad esempio,hanno il vantaggio di minimizzare gli spazi morti tra i rivelatori, in quanto glielementi di dimensioni maggiori non contengono “setti” e non causano quin-di una diminuzione dell’efficienza.

Nella figura 1.1 sono riportati esempi delle prime due classi di rivelatoriper sistemi a 4 strati.

La classificazione sopra riportata risulta in realtà valida solo per sistemicon un numero di strati fino a 4 o 8; per tali sistemi i rivelatori a matrice fissasono utilizzati nei tomografi GE, quelli a matrice adattativa nei sistemiPhilips e Siemens, quelli di tipo ibrido nei sistemi Toshiba.

Attualmente tutti i tomografi a 16 strati disponibili in commercio hannoadottato una matrice di tipo “ibrido” con un numero di elementi sottili al cen-tro (16) e altri (8-24) più larghi in periferia, mentre i sistemi a 64 strati sonoa matrice fissa. In tabella 1.1 sono riportate le caratteristiche di alcuni TCMSa 16 strati.


GE Siemens Philips Toshiba Lightspeed16 Sensation 16 Brilliance CT 16 Aquilion 16

Gantry

Generazione III III III IIIApertura (cm) 70 70 70 72

FOV massimo (cm) 50 50 50 50

Spessore dello strato 0.625, 1.25, 0.6, 0.75, 0.75, 1.5, 0.5, 1, 2, 3,nominale per scansioni 2.5, 3.75, 1, 1.5, 2 3, 6, 12 4, 6, 8assiali (mm). 5, 7.5, 10 3, 4.5, 5,

6, 9, 10

Sistema di rivelazione

Tipo di rivelatori Stato solido Stato solido Stato solido Stato solido

Numero di rivelatori per fila 888 672 672 896

Numero di elementilungo l’asse z 24 24 24 40

Lunghezza effettiva di ogni elemento 16×0.625, 16×0.75, 16×0.75, 16×0.5,

all’isocentro (mm). 8×1.25 8×1.5 8×1.5 24×1

Lunghezza effettiva totale dell’array di rive- 20 24 24 32latori all’isocentro (mm)


Ad oggi la tecnologia ha portato allo sviluppo di sistemi con un numero distrati maggiore di 16: un sistema a 40 e 64 strati (Philips) un sistema a 64canali di ricezione (2x32 con macchia focale dinamica) della Siemens, unsistema a 64 strati della GE e della Toshiba.

La ricerca di tomografi con un numero maggiore di canali di rivelazione econ un’apertura del fascio sempre più ampia ha portato allo studio di sistemiTC che sfruttino le tecnologie della radiologia digitale, ed in particolare i FlatPanel Detectors (FPD); al momento i FPD forniscono ottime prestazioni nel-l’imaging di strutture ad alto contrasto con un’alta risoluzione spaziale, ma larisoluzione a basso contrasto, la risoluzione temporale e l’efficienza in ter-mini di dose non raggiungono i livelli di rivelatori dedicati per TC.

Tabella 1.1: TCMS a 16 strati [3]

1.2 Metodi di ricostruzione lungo z

Prima di analizzare i metodi di ricostruzione lungo l’asse z nei TCMS èopportuno richiamare i principi di base delle tecniche di ricostruzione deitomografi computerizzati a spirale.

In tali sistemi si compie una scansione continua nello spazio e nel tempo;il lettino avanza con continuità, mentre il sistema tubo-rivelatori ruota.

Si definisce pitch dosimetrico o pitch× (p×) il rapporto tra l’avanzamento

del lettino (t) per una rotazione di 360° e la collimazione totale dello strato x(x = N × T, dove N è il numero di strati e T lo spessore nominale dello strato):

t(1.1) px x

Tale definizione è valida sia per tomografi a singolo strato (N = 1) che peri TCMS [4].

Per i TCMS si può avere anche un’altra definizione di pitch (pd) che non

considera la collimazione totale ma l’ampiezza del singolo rivelatore d:

t(1.2) pd d

Il pitchd si ottiene quindi moltiplicando il pitchx per il numero di strati.

La definizione 1.2 è tuttavia poco usata e induce a una confusione di termi-ni; in generale con il termine generico pitch ci si riferisce alla 1.1.Solitamente si utilizzano valori di pitch inferiori a 2. Il valore di px è gene-

ralmente maggiore o uguale a 1 per riuscire a coprire un determinato volumenel minor tempo possibile e ridurre in questo modo la dose rispetto alla TCassiale; per i tomografi a singolo strato il pitch non deve superare il valore 2per escludere “gap” nel campionamento lungo l’asse z. La ricostruzione delle immagini nella TC spirale è simile a quella che si hanei sistemi assiali: si utilizzano gli stessi algoritmi e kernel di convoluzione.Tuttavia nei sistemi spirale è richiesto un altro passaggio, la cosiddetta “inter-polazione z”, il cui scopo è quello di generare un set di dati planari per unaposizione arbitraria dell’immagine zR: infatti, nelle acquisizioni spirale solo

una proiezione è acquisita esattamente nel piano delle immagini, le altre sonoottenute interpolando i dati spirale. Una volta ottenuto il set di proiezioniassiali, la ricostruzione planare avviene secondo le usuali procedure, solita-mente basate sulla convoluzione delle proiezioni e delle tecniche di back-projection.


Nella tabella 1.2 è riportato uno schema delle fasi della formazione dell’im-magine nella TC convenzionale e nella TC spirale.


Tabella 1.2: formazione dell’immagine nella TC convenzionale e spirale [2]

Il metodo più semplice di interpolazione z consiste nell’interpolare linear-mente i dati misurati (in corrispondenza di una determinata posizione ango-lare) appena prima e dopo la posizione zR del lettino; tali posizioni distano d

lungo l’asse z e 360° lungo la traiettoria spirale (figura 1.2). Tale algoritmo èindicato come 360°LI.

Un altro metodo di interpolazione tiene conto della ridondanza dei dati inuna scansione di 360°: in ogni rotazione completa del tubo a raggi X ognivalore di una proiezione è misurato due volte da due raggi opposti.Utilizzando delle procedure di rebinning (riordinamento) dei dati, questaridondanza fornisce la possibilità di determinare la proiezione in una posi-zione angolare arbitraria a partire dalle proiezioni misurate in direzioni oppo-ste che distano 180° (algoritmo 180° LI, figura 1.3).

Passando a sistemi multistrato le spirali di dati disponibili sono molte epertanto è possibile interpolare dati da spirali vicine piuttosto che dalla stes-sa spirale di dati.

Il principio dell’interpolazione z è indipendente dal numero M di stratiacquisiti contemporaneamente, come si può osservare confrontando la figura1.3 con la figura 1.4. In entrambi i casi, per ogni posizione angolare si sele-zionano per l’interpolazione z i valori misurati che sono più prossimi allaposizione zR desiderata. In questo caso si parla di algoritmo 180°MLI, perché


Figura 1.2:algoritmo di interpolazione

360°LI [2]

Figura 1.3:algoritmo di interpolazione

180°LI [2]


si considerano M strati per effettuare un’interpolazione z con algoritmo180°LI.

Benché questa possa essere considerata l’interpolazione “base”, in realtànei TCMS, disponendo di molti dati, si utilizzano metodi di z-filtering piùelaborati: i dati provenienti dalle spirali vicine alla sezione da ricostruire ven-gono opportunamente “pesati” e utilizzati per ricostruire al meglio lo stratodesiderato. Con questo algoritmo di ricostruzione il profilo dello strato, ilrumore e gli artefatti nell’immagine sono quindi determinati non solo daiparametri di scansione (pitch, collimazione del fascio, mA, tempo) ma anchedai parametri utilizzati durante lo z-filtering [5].

Figura 1.4: algoritmo di interpolazione 180° MLI [2]

Figura 1.5: z-filtering [2]

1.3 Cone Beam

Il passaggio dalla scansione di uno o pochi strati all’acquisizione volume-trica (TCMS > 4 strati) implica il passaggio da una geometria tipo fan beamad una di tipo cone beam; in realtà non esiste in letteratura una definizioneesatta che indichi quando un fascio passi da fan a cone. Tuttavia si assumeche se l’angolo sotteso dai rivelatori esterni è minore di 1° allora i raggiopposti per un rivelatore esterno avranno un offset inferiore allo spessoredello strato, quindi il fascio è di tipo fan e la geometria può essere conside-rata planare.

Al contrario, se l’angolo sotteso dai rivelatori esterni è maggiore di 1°allora i raggi opposti per un rivelatore esterno, avranno un offset superioreallo spessore dello strato, quindi il fascio è di tipo cone e devono essere con-siderati degli appropriati algoritmi di ricostruzione di tipo Cone Beam (CB).

La prima condizione è verificata per sistemi con un numero di strati infe-riore o pari a 4, per i quali può essere trascurata la divergenza del fascio [6].

L’effetto CB è illustrato in figura 1.6: man mano che il sistema tubo-rive-latori ruota attorno al paziente, dettagli dell’oggetto appartenenti a uno stes-so piano vengono “visti” da due diversi rivelatori. Questo porta alla forma-zione di artefatti, che sono più evidenti per le file di rivelatori più esterne cheper quelle interne: i dettagli presenti nell’oggetto che si trovano in posizionelontana dall’asse sono proiettati su diverse file di rivelatori per differentiangolazioni del tubo; gli artefatti derivanti da questa errata registrazione deidati saranno tanto più evidenti quanto maggiore è l’angolo del cono e quan-to più sottile è lo strato (e maggiore è il numero di strati acquisiti simulta-neamente).


Figura 1.6: l’effetto cone beam [15]

Per risolvere tali problemi, le case produttrici di TCMS impiegano, pertomografi a 8 e 16 strati, algoritmi di ricostruzione CB invece dell’interpola-zione lungo l’asse z. Tali algoritmi di ricostruzione possono essere divisi indue classi:

✓ algoritmi esatti

✓ algoritmi approssimati

Gli algoritmi esatti tendono a convertire i dati proiettivi misurati (integra-li di linea) nello spazio dei “Radon-data”. Le formule di conversione noncontengono approssimazioni, da cui il nome di algoritmi esatti. Lo svantag-gio di questi algoritmi consiste soprattutto nei tempi di ricostruzione delleimmagini che male si adattano alla pratica clinica; questi algoritmi non sonoimplementati sui tomografi attualmente in commercio. Gli algoritmi appros-simati introducono invece delle approssimazioni più o meno severe per inver-tire i dati cone beam. Tali algoritmi sono divisi a loro volta in due classi, quel-li di Slice Rebinning e quelli basati sulla teoria di Feldkamp.

Tra gli algoritmi di Slice Rebinning occorre menzionare l’ASSR(Advanced Single Slice Rebinning), che utilizza un intervallo parziale dellascansione (240°) per la ricostruzione delle immagini. I piani delle immagininon sono più perpendicolari all’asse del paziente ma sono inclinati permeglio adattarsi alla traiettoria a spirale della macchia focale. Le immaginiassiali sono ottenute facendo un’interpolazione tra i piani dell’immagineinclinati (figura 1.7).


Figura 1.7: algoritmi di Slice rebinning: ASSR [15]

I metodi di ricostruzione basati sulla teoria di Feldkamp trattano ognivoxel individualmente, piuttosto che come parte di uno strato assiale, e fannouso della divergenza del fascio lungo l’asse z. Per un determinato angolo diproiezione, un voxel può utilizzare un raggio proveniente da una rotazione,mentre un altro voxel nello stesso piano assiale utilizza un raggio provenien-te da un’altra rotazione. In questo modo si produce un array tridimensionaledi voxel a partire dal quale si possono ricostruire immagini in ogni piano.

Nella tabella 1.3 sono riportati gli algoritmi di Cone Beam utilizzati dallediverse Ditte produttrici di tomografi multistrato (8, 16 e 64 strati).

Ditta Algoritmo CB

GE Cross Beam e Hyperplane reconstruction (Slice rebinning)

Siemens AMPR (Slice rebinning, basato su ASSR)

Toshiba Coneview (Feldkamp)

Philips COBRA (Feldkamp)

Tabella 1.3: algoritmi CB

Si tenga conto tuttavia della continua evoluzione e ricerca da parte delle dittecostruttrici di questi metodi e algoritmi, al fine di ridurre in modo sempre piùefficace gli artefatti con il minor tempo di ricostruzione.


1.4 Metodi di riduzione della dose

Modulazione della corrente nel tubo

Un parametro chiave che influisce sulla dose al paziente è il prodotto trala corrente nel tubo e il tempo di esposizione (mAs). A parità di tutti gli altriparametri di scansione, una riduzione della corrente al tubo comporta unariduzione della dose al paziente e un aumento del rumore nelle immagini. Èpossibile impostare manualmente la corrente nel tubo sulla base del peso edelle dimensioni del paziente per cercare di ottenere un compromesso trarumore e dose al paziente. Questo approccio però non consente di avere unaqualità dell’immagine costante lungo tutta la sezione esaminata. Le tecnichedi modulazione automatica della corrente nel tubo (Automatic Tube CurrentModulation - ATCM) permettono di mantenere una qualità dell’immaginecostante per una determinata selezione di parametri di esposizione impostatiin quanto rispondono in maniera rapida alle variazioni di attenuazione delfascio. Le tecniche di modulazione di dose possono essere paragonate a quel-le di controllo automatico dell’esposizione (AEC) in radiologia convenzio-nale [8, 9, 10].

Il principio su cui si basa la modulazione della corrente è che il rumore delpixel nella scansione TC è legato al rumore quantico delle proiezioni.Modulando la corrente nel tubo in relazione alle variazione dell’anatomia delpaziente il rumore quantico della proiezioni può essere mantenuto a un livel-lo scelto dall’utilizzatore.

Attualmente sono disponibili due tecniche per di ATCM:

- modulazione lungo l’asse z (figura 1.8)

- modulazione angolare (x-y) (figura 1.9)

1.4.1 Modulazione lungo l’asse zLa corrente nel tubo viene modulata rotazione per rotazione tenendo contodella variazioni nell’attenuazione lungo l’asse z del paziente. In questo modoil livello medio di rumore in uno strato si mantiene approssimativamentecostante per diverse posizioni lungo l’asse z


1.4.2 Modulazione angolare

La modulazione avviene durante ogni singola rotazione, in modo tale dacompensare grosse deviazioni dalla simmetria circolare del paziente: adesempio in corrispondenza delle spalle i fasci provenienti anteriormente sonomolto meno attenuati rispetto a quelli laterali e quindi l’intensità del fascioanteriore può essere ridotta senza compromettere in modo importante la qua-lità immagine.

Sono riportate riduzioni della dose da 10% a 60% con valore medio di 22– 28% [11].


Figura 1.8: modulazione lungo l’asse z [37]

Figura 1.9: modulazione angolare [9]

Nella tabella 1.4 sono riportati i sistemi di ATCM attualmente disponibilisu tomografi a 16 strati.

Ditta Nome Livello di controllo Prescrizione Calcoloproduttrice automatico dei mA dei mA dell’attenuazione

GE SmartmA - dimensioni del Indice di - Scout viewpaziente rumore - modulazione

- asse z specificato angolare:- modulazione dall’utente sinusoidale

angolare

Philips DoseRight - dimensioni del Immagine - Scout viewACS e DOM paziente (ACS) di riferimento - modulazione

- piano x-y (DOM) con livello di angolare:rumore online,desiderato basata suispecificato 180°dall’utente precedenti

Siemens CAREDose 4D - dimensioni mAseff per un - Scout view

del paziente paziente - modulazione- asse z standard angolare:- modulazione specificato online,

angolare dall’utente basata sui 180° preced.

Toshiba SUREExposure - dimensioni del Indice di dose - Scout viewpaziente specificato

- asse z dall’utente

Tabella 1.4 : tecniche di modulazione della corrente nel tubo per tomografi a 16 strati [8]

Il tomografo ideale dovrebbe disporre di entrambi i sistemi per garantireil massimo dell’efficacia.

La modulazione automatica della corrente nel tubo richiede una cono-scenza delle caratteristiche di attenuazione del paziente che si possono rica-vare a partire da una scout del paziente. Per quanto riguarda la modulazionenel piano x-y, è possibile ottenere le informazioni necessarie per variare i mAin due modi: o si utilizzano i dati della scout view per calcolare le dimensio-ni antero-posteriori e latero-laterali del paziente in ogni rotazione e i mA ven-gono modificati sinusoidalmente in modo da adattarsi a tali parametri, oppu-re si sfruttano online i dati dai 180° precedenti nella rotazione per modularei mA.

Quando si utilizzano le tecniche di ATCM bisogna adottare dei metodi perselezionare il livello di qualità dell’immagine desiderato; a tale scopo sono


possibili diversi approcci. Su alcuni sistemi vengono dati come input i mAche verrebbero utilizzati senza modulazione, e questo valore costituisce la“linea di base” per calcolare i mA necessari per ottenere lo stesso livello dirumore per diverse dimensioni del paziente. Altri sistemi richiedono comeinput un indice di qualità dell’immagine, che è solitamente legato ad un valo-re di rumore; i mA vengono regolati in modo da mantenere questo livello dirumore per tutte le sezioni del paziente. Infine, un terzo approccio consistenel selezionare una “immagine di riferimento” che abbia le caratteristiche diqualità richieste per un determinato esame; questa immagine è poi utilizzataper adattare i mA in modo che venga raggiunto lo stesso livello di qualità perogni paziente.

In alcuni casi è possibile impostare i limiti superiore e inferiore di mA chepossono essere utilizzati dal sistema di ATCM.

La modulazione della corrente nel tubo, oltre che ad essere un metodo effi-cace di riduzione della dose, può essere di beneficio per la qualità dell’im-magine, perché permette di ottenere una qualità delle immagini consistenteda paziente a paziente, da strato a strato e infine all’interno dello stesso stra-to. La modulazione nel piano x-y contribuisce inoltre a ridurre gli artefatti astrisce causati da un basso flusso di fotoni nelle proiezioni laterali di regionianatomiche come le spalle e la pelvi. Infine tali tecniche permettono di dimi-nuire il carico al tubo radiogeno allungandone il tempo di vita media [8]


2 FANTOCCI PER LA VALUTAZIONE DELLE IMMAGINITCMS

Questo capitolo contiene una descrizione degli oggetti test necessari pereffettuare le valutazioni sulle apparecchiature tomografiche. Lo scopo prefis-sato è quello di mettere in luce i limiti degli oggetti test oggi disponibili pergli apparecchi di ultima generazione e di offrire una guida all’acquisto delmateriale necessario per la caratterizzazione di un sistema TCMS.

2.1 Fantocci specifici per la qualità immagine

Gli oggetti test da utilizzarsi per la qualità immagine sono cilindri in mate-riale plastico che contengono acqua; in alternativa possono essere costituitida “acqua solida” (in genere PMMA) che ha caratteristiche di attenuazionesimili all’acqua (numero TC = 0 ± 5 HU) ma si presenta più stabile e noncrea problemi legati allo riempimento e alla fuoriuscita del fluido. Il diame-tro del cilindro è compreso tra 15 a 25 cm, a seconda che simuli solo la testa,solo il corpo o una via intermedia.

Spesso si presentano come oggetti multistrato dove ogni strato contienegli inserti necessari per le specifiche valutazioni.

2.1.1 Fantocci per la valutazione di uniformità del n. TC, n. TC del-l’acqua e rumore

Si tratta di uno strato senza inserti riempito di acqua o materiale uniforme.

Il rumore dell’immagine dipende dalle dimensioni del fantoccio e dallasua composizione. Di solito, i fantocci impiegati per la misura del rumorehanno forma cilindrica e sono riempiti d’acqua, oppure sono costituiti di unmateriale omogeneo equivalente all’acqua. Il fantoccio deve essere centratorispetto al campo di vista (FOV).

Un fantoccio di grandi dimensioni può essere impiegato per FOV grandi(protocolli body), mentre un fantoccio piccolo, dotato di un anello esterno persimulare la presenza dell’osso corticale, è indicato per valutare i protocollispecifici per l’encefalo. Fantocci ellittici possono essere impiegati per valu-tare gli effetti sul rumore prodotti da parte dei sistemi di riduzione della doseche modulano la corrente nel tubo in funzione dell’attenuazione prodotta dal-l’oggetto in esame.

Spesso i tomografi hanno in dotazione un fantoccio per i controlli di qua-lità e, talvolta, è disponibile una serie di fantocci che viene utilizzata dai tec-nici incaricati della manutenzione per la calibrazione dei diversi campi di


vista. Impiegando il fantoccio con il diametro maggiore, si analizza il campodi vista massimo e, allo stesso tempo, si controllano tutti gli elementi rivela-tori verificando la presenza di artefatti ad anello.

2.1.2 Fantocci per la valutazione dello spessore dello strato

L’inserto utilizzato è un foglio o un filo ad alta densità (ad esempio allu-minio) inclinato lungo z con un angolo compreso comunemente tra 23° e 45°.Per valutazioni di strati di spessore inferiore a 2 mm, lo spessore dell’insertoe l’angolo di inclinazione possono diventare critici; in questi casi occorre sce-gliere gli oggetti con rampa più sottile e con inclinazioni minori. Lo spesso-re minimo che può essere misurato dipende dallo spessore T della rampa d’al-luminio e dall’angolo θ d’inclinazione:

(2.1) smin = T / cos(θ)

Nel caso di spessori molto sottili, ad esempio 0.5 mm, è necessario utiliz-zare una rampa con un’inclinazione di circa 5° che permette un’amplifica-zione del profilo di circa un fattore 10 (amplificazione = (tangθ)–1); contem-poraneamente la rampa non può superare 0.5 mm: in queste condizioni è pos-sibile campionare correttamente lo spessore dello strato.

A tutt’oggi esistono pochi fantocci con queste ultime caratteristiche, ma èpossibile facilmente costruirne con semplici mezzi [12]. Un fantoccio incommercio che sembra superare queste difficoltà è il modulo 591 CTP delCatPhan che dispone di 4 rampe inclinate di 26° che coprono 38 mm di lun-ghezza per gli spessori più ampi dei tomografi multistrato e 2 rampe inclina-te di 7° che coprono 6 mm per gli spessori molto sottili; le rampe sono costi-tuite da piccole sfere di tungsteno di 280 µm di diametro nel primo caso e 180µm nel secondo.

Il gruppo Impact, inoltre,ha sviluppato un fantocciocon una rampa in titanio dispessore 50 µm e inclinatodi 5° rispetto al piano discansione.

Figura 2.1: schema modulo 591CatPhan 600 per misura spessori

di strato – MTF e SSP[35]


Un altro aspetto estremamente critico per le TCMS è la lunghezza del-l’inserto lungo l’asse z che deve coprire la massima estensione del fascio perconsentire l’acquisizione simultanea di tutti gli strati possibili nella configu-razione più ampia.

Nel caso delle TCMS si è riscontrata una criticità nella posizione dellerampe all’interno del fantoccio : nel caso di posizioni periferiche la valuta-zione risente di artefatti da conebeam reconstruction rendendo impossibileuna corretta misura.

2.1.3 Fantocci per la valutazione dello Slice Sensitivity Profile (SSP)

Come noto, nei tomografi spirale la misura dello spessore dello strato rico-struito non può essere effettuata utilizzando il metodo della rampa inclinata,ma, utilizzando un fantoccio dedicato. Questo può essere costituito da unasferetta o, in alternativa, da un disco sottile (< 0.1 mm) di materiale ad altadensità (PTFE politetrafluoroetilene, oro, tungsteno) sostenuto da un mezzodi densità più bassa (spugna o Perspex)

Nella seguente tabella 2.1 sono riportate le caratteristiche di tre fantocciper la misura dell’SSP disponibili in commercio.

Marca materiale Fondo dimensioni (µm)

QRM foglio d’oro plastica equivalente 25

CatPhan – CTP 528 sfera tungsteno mezzo solido 280(≈ 90 n.TC)

AAPM sfera acciaio spugna 250

Tabella 2.1 Caratteristiche dei fantocci in commercio per la misura della SSP

2.1.4 Fantocci per la valutazione della risoluzione spaziale:

Quasi tutti i fantocci dedicati ai controlli di qualità delle apparecchiaturetomografiche, dispongono di pattern ad alta densità (differenza di almeno100 n. TC) con frequenza variabile. Le frequenze utili vanno da 1-4 cpl/cmfino a 12- 15 cpl/cm, consentendo di caratterizzare adeguatamente la curvaMTF con il metodo di Droege [13] anche se non permettono di visualizzarele frequenze spaziali limite dei nuovi sistemi tomografici che possono rag-giungere con filtri dedicati le 21 – 25 cpl/cm.


In alcuni casi il pattern viene collo-cato radialmente per ridurre gli artefattia striscia.

In altri casi al pattern a onda quadrasi preferisce il pattern costituito dacilindri cavi, utile solo per valutazionivisive.

In aggiunta a quelli già descritti,alcuni fantocci contengono inserti comegradini inclinati (edge), fili sottili e sfe-rette metalliche inseriti in un substratoomogeneo per permettere il calcolodella MTF con i metodi della edgespread function (ESF), della line spreadfunction (LSF) o della point spread fun-cion (PSF) rispettivamente.

A fianco dei fantocci che consentono la misura della risoluzione spazialenel piano ricostruito, può essere utile la misura della risoluzione spazialelungo l’asse z, parametro che caratterizza la qualità delle ricostruzioni multi-planari e volumetriche. Il valore limite per questo parametro è attualmentepari a 14 cpl/cm. Un fantoccio in commercio ideato per questo scopo è ilQRM 3D Spatial Resolution Test Phantom: è costituito da due spessori in pla-

stica con pattern a fori di dia-metro da 4 mm a 0.4 mm cor-rispondenti alle frequenze spa-ziali comprese tra 1.25 cpl/cme 12.5 cpl/cm. I due spessorisono ortogonali e opportuna-mente posizionati permettonola valutazione (visiva) dellarisoluzione massima nel pianoassiale e lungo z (piano sagit-tale e coronale).


Figura 2.2 Esempio di oggettotest con dettagli a frequenza

spaziale variabile [20]

Figura 2.3 QRM 3D Spatial Resolution Test Phantom [33]


2.1.5 Fantocci per la valutazione della linearità dei numeri TC

La scelta dei materiali utili per caratterizzare l’attenuazione e quindi lascala dei n. TC, è varia: polietilene, acrilico (plexiglass), polistirene, nylon,policarbonato, teflon.

I fantocci contengono generalmente alcuni di questi inserti: l’intervallodei n. TC abbinati deve però essere indicato dalla Ditta costruttrice del tomo-grafo perché dipende dalla qualità della radiazione cioè dalla tensione, dallospettro energetico e dalla filtrazione del fascio radiante. Nella tabella 2.2sono riportati per i principali materiali presenti nei fantocci, dati di densità,di densità elettronica, oltre che il fattore F per diversi valori di energia effi-cace della radiazione, dove F è il rapporto tra i coefficienti di attenuazionemassici del materiale in questione rispetto a quello dell’acqua. Questi valoripossono essere utili nel caso di utilizzo delle immagini per la preparazione dipiani di trattamento radioterapico, qualora mancassero dati certificati relativial fantoccio utilizzato. In particolare il numero TC dell’alluminio o delmagnesio si prestano a determinare il valore di energia efficace della radia-zione perché più sensibili all’energia del fascio a causa del valore di Z piùalto rispetto ai materiali tessuto equivalente.

Tabella 2.2: Valori di densità, densità elettronica e F per vari materiali ed energie efficaci [46].

2.1.6 Fantocci per la valutazione della relazione fra densità elettronica e n. TC

Qualora le immagini TC debbano essere inviate ad un sistema diTreatment Plannig per la pianificazione di un trattamento radioterapico, ènecessario conoscere la corrispondenza esatta tra n. TC e densità elettronicaper permettere al sistema TP la accurata correzione per le disomogeneità. Perquesta valutazione sono disponibili in commercio oggetti test specifici(Electron Density CT Phantom) che dispongono di numerosi dettagli. Tra ifantocci più noti e diffusi c’è il Modello 467 Gammex-RMI e il Modello 62CIRS rappresentati nella figura 2.4. La relazione tra n. TC e densità elettro-nica è approssimativamente lineare, anche se in corrispondenza dei valori TCalti presenta una deviazione a causa al contributo elevato dell’effetto fotoe-lettrico all’attenuazione rispetto all’effetto Compton.


Figura 2.4 ElectronDensity Phantom

(a) (c) [42], (b) [36]

(a) (b)

(c)

2.1.7 Fantocci per la valutazione del basso contrasto

La risoluzione a basso contrasto viene caratterizzata utilizzando oggetti abasso contrasto rispetto al materiale in cui sono immersi; i contrasti utilivanno da 0.3 %, 0.5 %, 1 %, 2% (corrispondenti a differenze in n.TC di 3, 5,10, 20) e le dimensioni utili dei diametri degli inserti vanno da 2 a 10-15 mm.Per le apparecchiature TCMS si tenga conto che la dimensione lineare del-l’inserto dovrebbe coprire la massima ampiezza dei rivelatori (almeno 4 cm).L’oggetto che in commercio più corrisponde a queste esigenze è il modulo515 del CatPhan. Esistono tuttavia altri oggetti con queste caratteristiche(Diagnostic Imaging Model 76-409 (CIRS), Gammex 464, Elimpex ). Altrioggetti richiedono invece di essere riempiti con soluzioni idonee, compor-tando per questo problemi pratici, come l’inserto ATS del fantoccio AAPM.

Altri ancora sono costruiti con un sottile foglio di polietilene contenentifori: è chiaro che questi ultimi oggetti non sono idonei alla misura in acqui-sizione spirale, e presentano problemi di allineamento anche per le apparec-chiature multistrato. Si ricorda infine, che nella letteratura sono anche pro-posti in via sperimentale oggetti test per la valutazione del basso contrasto in3 dimensioni [2, 14].


Figura 2.5 Esempio di alcuni fantocci per la valutazione del basso contrasto : a) CatPhan500 [15] b) Gammex 464 [15], c) Diagnostic Imaging Model 76-409 (CIRS) [36]

(b)(a)

(c)

2.1.8 Artefatti (Cone Beam)

Non esistono oggetti standard per la valutazione degli artefatti da ConeBeam. Per natura, gli artefatti si presentano in corrispondenza di oggettisituati in posizione periferica rispetto all’asse di rotazione e su oggetti diforma o dimensioni non costanti lungo l’asse z.

Tra le proposte commerciali che possiamo menzionare c’è il ClockPhantom prodotto su ordinazione dalla Ditta QRM, in cui sfere di PTFE didiametro pari a 3 o 1.5 cm sono posizionate all’interno di un cilindro nellaposizione delle ore di un quadrante di orologio.

Figura 2.6 Schema del Clock Phantom [33]

In alternativa con metodi artigianali è possibile realizzare in loco fantocciutili alla valutazione degli artefatti di cui sopra [15], oppure è possibile uti-lizzare fantocci non dedicati (modulo 401 CTP).

Figura 2.7 Esempio di fantoccio casalingo [15] o di utilizzo del CatPhan



2.2 Misure dosimetriche: strumentazione e fantocci

Per la misura degli indici di dose quali il CTDI e il DLP è necessariodotarsi di una camera a ionizzazione di tipo pencil (stilo), ovvero con unacamera a forma cilindrica di lunghezza sensibile di 10 cm e di diametro circa1 cm con un volume sensibile di circa 3 cm3. È fondamentale che questi stru-menti abbiano una risposta uniforme su tutta la lunghezza. In generale sonocalibrati in kerma in aria mediante esposizione a un campo RX uniforme.Nella scelta della qualità del fascio da utilizzare per la calibrazione è consi-gliabile scegliere un fascio di HVL1 tra 7 e 10 mm di Al [49]. Si tratta di stru-

menti che si adattano a diversi tipi di elettrometri; in alcuni casi si trovano incommercio camere con lunghezza sensibile superiore (es: 14 cm). Dalmomento che la grandezza dosimetrica oggi di riferimento è il CTDI100, per

semplificare la valutazione è più opportuno acquistare direttamente uno stru-mento che effetti l’integrazione su 10 cm. Nell’utilizzare la lettura dell’elet-trometro occorre verificare (dalla documentazione o sperimentalmente) se lalettura dell’elettrometro è in integrale (Gy × cm) o se è già divisa per la lun-ghezza della camera.

E’ possibile eseguire misure di CTDI e DLP anche con dosimetri a ter-moluminescenza; i TLD devono essere opportunamente calibrati con unfascio radiante con caratteristiche simili a quelle del tomografo e deve esse-re riprodotta la geometria di irradiazione più idonea alla misura da eseguire.Per effettuare le misure in fantoccio si utilizzano il fantoccio HEAD o quelloBODY.

Il fantoccio HEAD è costituito da un cilindro di PMMA di 16 cm di dia-metro e di 15 cm di lunghezza con un foro centrale e 4 fori nelle posizionicorrispondenti a ore 12, 3, 6, 9 utilizzabili come alloggiamenti per la camera

a ionizzazione; i quattro alloggia-menti non utilizzati dalla camera,devono essere sempre riempiti concilindri rimuovibili di PMMA. Ilfantoccio BODY ha le stesse caratte-ristiche del fantoccio HEAD, madiametro di 32 cm.

Esistono in commercio fantocciper misure in campo pediatrico: lecaratteristiche sono simili a quelledei fantocci utilizzati per il pazien-te adulto ma il diametro del fantoc-Figura 2.8 Esempio di fantoccio HEAD

cio HEAD PEDIATRICO misura 10 cm e il fantoccio BODY PEDIATICO haun diametro di 16 cm .

Un nuovo tipo di rivelatore (CT-SD16) è proposto dalla ditta RTIElectronics AB : si tratta di una sonda cilindrica in cui sono presenti due rive-latori semiconduttori molto piccoli (250 µm). I due rivelatori, posizionati inaria libera o in fantoccio, registrano il profilo di dose durante un’acquisizio-ne con movimento continuo del lettino (acquisizione spirale). Il CTDI100 si

può misurare così integrando il profilo di dose così ottenuto. Da questo tipodi misura possono essere ricavate altre informazioni relative al movimentodel lettino, al profilo di dose, e all’attenuazione del supporto del paziente.

Figura 2.9 Sonda CT-SD16 RTI Electronics [43]



3 PARAMETRI DI QUALITÀ DELL’IMMAGINE

Le seguenti sezioni sono dedicate alla valutazione della qualità di un’im-magine transassiale. In generale, si considera che l’immagine sia stata acqui-sita in modalità sequenziale. In ciascuna sezione, un paragrafo descrive idiversi criteri e metodi richiesti per le immagini assiali acquisite in modalitàspirale. In un altro paragrafo sono invece discussi i procedimenti specifici perla tecnologia multistrato, in modalità di acquisizione sia assiale che spirale.

3.1 Rumore

3.1.1 Definizione e introduzione

Anche le immagini TC, come quelle prodotte da altre modalità di imaging,sono affette da rumore. Il rumore d’immagine si manifesta come oscillazionidei numeri TC di un oggetto omogeneo intorno a un valore medio. Oltre a ciò,possono essere presenti altre variazioni, chiamate rumore strutturale o arte-fatti. A rigore, il rumore dovrebbe essere misurato a partire da una serie discansioni di un determinato oggetto, sempre nelle medesime condizioni.Tuttavia, un approccio più pratico consiste nell’esprimere il rumore in termi-ni di deviazione standard normalizzata relativa a un insieme di numeri TCmisurati al centro di un’immagine di un oggetto omogeneo. Questa misuradella varianza del campione include il contributo da altri fattori in aggiunta alrumore casuale o quantico, quali il rumore elettronico o il rumore strutturale.

Per eseguire un confronto diretto tra apparecchiature TC con diverse scaledi contrasto, è indispensabile calcolare la deviazione standard normalizzata(S):

(3.1) S = σacqua x 100%

TCscala

dove:

σacqua è la deviazione standard dei valori dei pixel compresi nella ROI sele-

zionata sull’immagine di un oggetto omogeneoTCscala = TCacqua – TCaria

TCacqua e TCaria sono i valori del numero TC rispettivamente dell’acqua e

dell’aria. Se espressi in unità Hounsfield, il numero TC dell’acqua e quellodell’aria sono uguali, per definizione, rispettivamente a zero e a -1000.Alcune case costruttrici, tuttavia, dimezzano l’intervallo dei numeri TC perparticolari modalità ad alta risoluzione, e questo può arrecare confusionequalora non venga data indicazione all’utilizzatore.

La deviazione standard normalizzata percentuale coincide con la definizionesecondo l’AAPM, σuw%, a patto che sia lineare l’andamento della scala TC

in funzione del coefficiente di attenuazione lineare.

3.1.2 Metodo di misura

La deviazione standard è misurata in una ROI ragionevolmente piccola; sipossono utilizzare aree maggiori nell’ipotesi che si possa escludere la pre-senza di rumore strutturale o di disomogeneità nella parte di immagine inesame. La norma CEI 62-135 [38] specifica che il diametro sia pari al 40%del diametro del fantoccio. Quando siano impostati diversi field of view(FOV), si raccomanda di modificare le dimensioni della ROI in modo cheessa contenga sempre la medesima area.

Se è possibile effettuare la sottrazione d’immagine, allora il rumore strut-turale può essere eliminato misurando il rumore dell’immagine ottenuta persottrazione da due immagini acquisite in modo identico. Il valore così otte-nuto deve essere diviso per √2 per consentirne il confronto con il rumore sto-castico relativo a una singola immagine.

Sebbene elimini ogni rumore strutturale, questo metodo presuppone lacostanza delle prestazioni dell’apparecchiatura. Per tomografi senza la moda-lità spirale, si dovrebbero utilizzare scansioni alternate, in quanto ci possonoessere piccole variazioni nelle caratteristiche dell’immagine dipendenti dalladirezione di rotazione del tubo, che cambia con le acquisizioni alternate. Lasottrazione di immagine può essere inappropriata per le immagini acquisitein modalità spirale, a causa della dipendenza del rumore dalla posizionelungo l’asse z dell’immagine ricostruita rispetto alla posizione del tubo.

Per calcolare TCscala, è possibile ricreare un volume d’aria posizionando

al centro del fantoccio omogeneo un inserto di almeno 20 pixel di diametroriempito d’aria. Il valore del numero TC dell’acqua e dell’aria è dato dal valo-re medio calcolato all’interno di una piccola area. Alternativamente, all’ariaè generalmente attribuito un numero TC uguale a -1000 e, per un rapido con-trollo, può essere utilizzata una zona d’aria appena al di fuori del fantoccio.Questo metodo è valido purché non sia stata effettuata una compressione deidati dell’immagine per cui i valori dei pixel prossimi a quello dell’aria sonostati artificialmente posti uguale a -1024 (il minimo valore possibile per moltitomografi). I valori del rumore misurati da scansioni successive della stessaregione del fantoccio possono mostrare una variazione del 15%. Pertanto, peravere una stima accurata del rumore, si dovrebbero acquisire almeno dieciimmagini e calcolare la media dei valori di rumore ottenuti.



3.1.3 Tecnica spirale

Le misure di rumore sulle immagini ottenute per mezzo di un’acquisizio-ne spirale sono effettuate con le stesse modalità delle acquisizioni assiali.Occorre comunque assicurarsi, per non introdurre errori, che la lunghezzadell’irradiazione effettuata per ricostruire l’immagine copra soltanto la partedel fantoccio contenente uniformemente acqua e non altri inserti presenti nelfantoccio. Per questo è possibile acquisire tutto il fantoccio in modalità spi-rale e effettuare la misura sullo strato centrale corrispondente all’insertouniforme.

I fantocci che non sono stati appositamente concepiti per l’acquisizionespirale potrebbero non essere sufficientemente lunghi; in questi casi, è consi-gliabile impostare un pitch uguale a 1 per uno spessore dello strato pari a 5mm; con pitch maggiori, si dovrebbe selezionare uno spessore di strato piùsottile.

La costanza dei valori di rumore nella regione perimetrale dell’immaginedel fantoccio dipende dalla posizione lungo l’asse z dell’immagine ricostrui-ta [17]. Questa posizione è correlata alla posizione angolare assunta dal tubodurante la scansione. L’effetto è comunque minimo per gli algoritmi di inter-polazione che agiscono su 360°. Anche le misure effettuate all’isocentro pos-sono mostrare questa variazione se il fantoccio è stato posizionato sul lettinoe il lettino produce una certa attenuazione.

La variazione del valore del rumore da un’acquisizione assiale a una spi-rale, qualora sia utilizzato lo stesso algoritmo di ricostruzione sul piano discansione, dipende dall’algoritmo di interpolazione lungo z adottato e puòessere nota a priori per l’usuale algoritmo di interpolazione lineare [17]: l’al-goritmo di interpolazione lineare che ricostruisce utilizzando i dati di 360°produce un rumore minore di circa il 18% rispetto alla modalità di acquisi-zione assiale standard, mentre l’algoritmo di interpolazione lineare che agi-sce su 180°, un rumore maggiore di circa il 12%. Per algoritmo di interpola-zione di ordine superiore il valore dato è specifico per quel particolare algo-ritmo. I valori di rumore misurati sull’immagine acquisita in modalità spira-le con un’apparecchiatura a singolo strato non variano al variare del pitch[17] Si suggerisce durante le prove di accettazione dell’apparecchiatura dimisurare il rumore per acquisizioni spirali con tre valori di pitch (indicativa-mente pari 0.5 – 1 – 1.5 ) e di valutarne il rapporto rispetto a un’acquisizio-ne assiale di uguali parametri per verificarne la specifica dipendenza.


3.1.4 Tecnologia multistrato

Le caratteristiche del rumore nella tecnologia multistrato dovrebbero esse-re considerate separatamente nelle due modalità di acquisizione assiale e spi-rale. La valutazione in modalità assiale permette di verificare che i rivelatoriparalleli operino a parità di sensibilità. In modalità spirale, invece, tutti i ban-chi di rivelatori possono contribuire alla produzione dell’immagine finale.

Per verificare che i banchi di rivelatori abbiano la stessa sensibilità, si esa-mina il fantoccio in modalità assiale e si misura il rumore sulle immaginiottenute da ciascun strato. Come per i tomografi a singolo strato, si dovreb-bero acquisire un certo numero di immagini della parte omogenea del fan-toccio (per esempio dieci), al fine di poter calcolare il valore medio del rumo-re.

Se i banchi dei rivelatori danno differenti valori medi di rumore ciòpotrebbe significare che i banchi hanno diversa sensibilità, oppure che ilsistema di collimazione non è centrato rispetto al piano di scansione, così dacreare una disparità di irradiazione fra i due banchi di rivelatori più esterni.

Se vengono utilizzate diverse combinazioni di rivelatori, e se i difetti dicollimazione dipendono dallo strato, occorrerebbe valutare tutte le combina-zioni di spessore dello strato.

A causa del diverso metodo utilizzato per la ricostruzione dell’immaginenella modalità spirale con sistemi multistrato, la relazione tra rumore d’im-magine e pitch è differente rispetto alla tecnologia a strato singolo.

Nella tecnologia a singolo strato, all’aumentare del pitch il rumore d’im-magine non varia; questo è dovuto al fatto che la ricostruzione dell’immagi-ne si basa sull’interpolazione generalmente di due proiezioni per ciascunangolo di rotazione, posizionate su ciascun lato del piano relativo all’imma-gine da ricostruire.

Nella tecnologia multistrato, un metodo comune è quello di utilizzarequalsiasi proiezione che sia entro una certa distanza lungo l’asse z dal pianodi interesse. Questa flessibilità è possibile in quanto, disponendo di un certonumero di banchi di rivelatori, si hanno molte proiezioni per ciascun angolodi rotazione. Mantenendo fissa la distanza all’interno della quale vengonoselezionate le proiezioni per l’interpolazione, lo spessore dello strato visua-lizzato rimane approssimativamente costante al variare del pitch. Tuttavia, levariazioni del pitch modificano il numero totale delle proiezioni o del cam-pionamento dei dati utilizzati per ricostruire l’immagine tanto da influenzareil rumore. Per esempio, all’aumentare del pitch, si utilizzano campioni con unminor numero di dati per produrre l’immagine finale, e pertanto il rumore

aumenta. Molti costruttori compensano automaticamente aumentando i mA,in modo che il rumore rimanga costante all’aumentare del pitch.

Come per il caso a singolo strato, si suggerisce durante le prove di accet-tazione dell’apparecchiatura di misurare il rumore per acquisizioni spiralicon tre valori di pitch (indicativamente pari 0.5 – 1 – 1.5 ) e di valutarne ilrapporto rispetto a un’acquisizione assiale di uguali parametri per verificarnela specifica dipendenza.

3.1.5 Condizioni operative

Il rumore dell’immagine è influenzato da molti parametri di scansione, ein questo senso è un ottimo test di valutazione delle prestazioni dell’appa-recchiatura a parità di impostazioni.

I parametri che influiscono sul rumore sono: la tensione (kV), la corrente(mA) e il tempo di scansione (mAs), la filtrazione del fascio, il numero dicampionamenti angolari per immagine, lo spessore dello strato, l’algoritmodi ricostruzione, il filtro immagine, la rotazione in senso orario piuttosto chein senso anti-orario per i tomografi privi dei contatti striscianti, la posizionedell’immagine lungo l’asse z per le acquisizioni spirali, le dimensioni dellamacchia focale.

L’andamento del rumore quantico d’immagine soddisfa alla seguente rela-zione:

(3.2) σ2 ∝ 1N

dove N indica il numero di fotoni che contribuiscono alla formazione del-l’immagine. Sostanziali differenze rispetto a questo andamento sono dovutead altre cause, tra cui la presenza di rumore elettronico.

Dal momento che sono molti i parametri di scansione che influiscono sulrumore, risulta assai complesso determinare i valori di riferimento per cia-scuna combinazione dei parametri di scansione. Pertanto, per controlli di rou-tine, è necessario fare una scelta relativamente al protocollo di acquisizioneda utilizzare. In fase di accettazione, si dovrebbero impostare i protocolli cli-nici più comunemente utilizzati. Per le prove di funzionamento, possonoessere scelti uno o due protocolli, oppure possono essere esaminati a rotazio-ne a seconda dell’utilizzo.

3.1.6 Dispositivo di prova

Per la descrizione dei dispositivi di prova si rimanda al capitolo relativo aifantocci per la valutazione della qualità in TCMS.



Si raccomanda solo, durante i test di accettazione, di utilizzare lo stessofantoccio con il quale è stata effettuata la misura del rumore durante la cali-brazione o durante la verifica in fabbrica poiché il rumore d’immagine dipen-de dalle dimensioni del fantoccio e dalla sua composizione. Al fine di deter-minare i valori di riferimento, è necessario utilizzare lo stesso fantoccio cheverrà impiegato per i controlli periodici. Per tali controlli, è ottimale utilizza-re uno dei fantocci in dotazione dell’apparecchiatura o un fantoccio di facilereperibilità.

3.2 Risoluzione spaziale

3.2.1 Definizione e discussione

La risoluzione spaziale nel piano dell’immagine tomografica (piano tomo-grafico) descrive la capacità di distinguere piccoli dettagli ad alto contrasto.

La risoluzione può essere determinata sia soggettivamente che quantitati-vamente. Può essere determinata in modo soggettivo, osservando l’immagi-ne di una serie regolare di barre o bacchette ad alta risoluzione, oppure inmodo quantitativo direttamente dalla point spread function (PSF) o dall’edgespread function (ESF). Queste funzioni sono calcolate a partire dall’immagi-ne di una sferetta, di un filo metallico allineato lungo l’asse z o di un bordoad alta risoluzione. La funzione di trasferimento della modulazione (MTF)può essere calcolata dalla PSF o dalla ESF e fornisce un’analisi numerica delcontenuto in frequenze dell’immagine di un bordo o di un punto. Solitamentevengono confrontati i valori di frequenza ai quali la curva della MTF scendeal 50% e al 10% .

Sebbene in teoria si possa utilizzare anche il metodo della misura dellaline spread function (LSF), in pratica non esistono oggetti test con inserti diquesto tipo.

Il calcolo della MTF dipende dalla possibilità di accesso ai dati numericicontenuti nel tomografo, oltre che a un appropriato programma di analisi. Intempi recenti, questo non rappresenta più un problema grazie all’avventodello standard di trasferimento delle immagini DICOM e alla possibilità diinstallare speciali programmi sui personal computer.

3.2.2 Metodi

Metodo quantitativo

La point spread function (PSF) può essere calcolata direttamente acqui-sendo l’immagine di un filo ad alto contrasto o di una sferetta la cui sezione

abbia un diametro dell’ordine, o minore, della risoluzione che deve esserevalutata. L’allineamento del filo deve essere molto accurato, in modo da evi-tare che l’immagine risulti sfuocata. La sferetta non richiede particolare curanell’allineamento, ma produce un segnale più basso nell’immagine a causadell’effetto di volume parziale.

Per assicurare un buon rapporto segnale-rumore, si dovrebbe acquisirel’immagine impostando un elevato valore della corrente nel tubo e, quando siutilizza il filo, un ampio spessore dello strato. Impiegando la sferetta, lo spes-sore dello strato influisce sia sul segnale che sul rumore, cosicché è necessa-rio stabilire quale sia lo spessore ottimale. È necessario utilizzare un Campodi Vista (FOV) sufficientemente piccolo, tale che la dimensione del pixel noninfluenzi la misura (ad esempio FOV=10-15 cm) [38].

La point spread function è completamente descritta sommando i profili deinumeri CT che intersecano ad ogni angolo l’immagine del filo o della sferet-ta. La risoluzione può essere caratterizzata direttamente dalla PSF, misuran-do la massima ampiezza a metà altezza (FWHM) e la massima ampiezza aun decimo d’altezza (FWTM).

La edge spread function può essere utilizzata per determinare la risoluzio-ne spaziale; si misura dall’immagine di un bordo di un blocco di materialeposto in un fantoccio pieno d’acqua. Il materiale utilizzato può essere PMMA(Perspex), anche se non produce un contrasto particolarmente elevato e il rap-porto segnale-rumore diventa troppo piccolo a causa delle scansioni ad altarisoluzione intrinsecamente più rumorose. Un materiale con un più altonumero TC quale il Teflon risulta più indicato, sebbene in questo caso gliartefatti da indurimento del fascio possano diventare un problema.

Per assicurare un buon rapporto segnale-rumore, si dovrebbe acquisirel’immagine impostando un elevato valore della corrente nel tubo. Per evitareche l’immagine del bordo risulti sfuocata, la base del blocco deve essere per-pendicolare al piano tomografico.

Differenziando la ESF si ottiene la line spread function (LSF).

La MTF è data dal modulo della trasformata di Fourier della LSF o dell’in-tegrale della PSF e descrive il trasferimento di tutte le frequenze nel pianodell’immagine.I valori calcolati sono solitamente le frequenza alla quale la modulazionescende al 50% o al 10%. La forma della MTF dipende dal filtro di convolu-zione utilizzato. Il limite visivo corrisponde a un livello della MTF compre-so tra il 2% e il 5%. Questo limite non viene generalmente citato, dal momen-to che l’elevato rumore associato agli algoritmi di alta risoluzione comporta


una maggior variazione statistica della MTF alle alte frequenze. La risoluzio-ne limite dell’apparecchiatura è spesso indicata in corrispondenza dello 0%.

Metodo soggettivo

La valutazione soggettiva della risoluzione spaziale ad alto contrasto vieneeffettuata osservando le immagini di una serie regolare di barre o bacchettead alta densità, con, rispettivamente, larghezza o diametro decrescente. Lospazio tra le barre o le bacchette è uguale alla loro larghezza o diametro.

La risoluzione limite è valutata determinando fino a quale dimensione èpossibile vedere la serie in modo nitido con tutti gli inserti chiaramentedistinti. In alcuni fantocci, gli inserti sono in alluminio e si trovano inseriti inun fantoccio pieno d’acqua o costituito da un materiale equivalente all’acqua,oppure sono ottenuti semplicemente creando una cavità o un scanalatura inun materiale equivalente all’acqua.

Al fine di rendere riproducibile la valutazione qualitativa della risoluzionespaziale limite devono essere stabiliti i criteri di visualizzazione e devonoessere standardizzate le condizioni di osservazione, quali l’illuminazione e illivello e l’ampiezza della scala dei grigi.

Metodo di Droege

Il metodo permette il calcolo di un limitato numero di punti di MTF attra-verso l’utilizzo di semplici funzioni presenti in tutti i tomografi quali lamedia e la deviazione standard di una ROI. Il dispositivo di prova consiste diuna serie di barre o bacchette di dimensioni decrescenti, separate da unadistanza uguale alla loro larghezza o diametro. L’analisi di ciascun gruppo dibarre o bacchette fornisce un valore, a una particolare frequenza, della curvadella funzione di trasferimento della modulazione. Questo metodo è statodescritto da Droege e Rzeszotarski [13,18].


Un’immagine è ricostruita a partire dalle proiezioni acquisite lungo unacerta porzione del fantoccio, ed è pertanto importante che questa porzioneesaminata, alla quale appartengono le proiezioni usate per ricostruire l’im-magine, copra per intero il dispositivo di prova.

La risoluzione nel piano di scansione, se misurata dall’immagine di undispositivo di prova che è omogeneo nella direzione z, non è generalmenteinfluenzata dalla modalità di acquisizione spirale; ciò si verifica, tuttavia sol-tanto se, in modalità volumetrica, si utilizza lo stesso kernel di convoluzioneimpiegato per la ricostruzione dell’immagine assiale.



Una piccola differenza nella risoluzione può risultare evidente quando ilsistema della doppia proiezione (quarter detector shift), ottenuto medianteuna configurazione meccanica per cui gli elementi del rivelatore sono costan-temente disallineati rispetto all’asse centrale di un quarto della larghezza delrivelatore, è attivo nel modo assiale ma non in modalità spirale. Questa con-figurazione consente di ottenere un numero doppio di proiezioni, essendo ildisallineamento pari a metà della larghezza del rivelatore, e quindi, conside-rando separatamente i campioni di dati, una risoluzione migliore.

3.2.4 Tecnica multistrato

In modalità assiale e spirale con tecnica multistrato, la procedura di anali-si dell’immagine non si discosta da quanto già indicato. Si sottolinea che inTCMS è fondamentale che il dispositivo di prova si estenda oltre la lunghez-za del volume acquisito, quando si impieghi un bordo o un filo e che l’utiliz-zo della sferetta limita l’analisi a una sola immagine.


La risoluzione spaziale nel piano di scansione è influenzata dal filtro diconvoluzione impiegato per ricostruire l’immagine e da qualsiasi altro filtrodi postelaborazione applicato. Dipende inoltre dal numero di proiezioni checompongono l’immagine. Questo numero dipende a sua volta dal rateo dicampionamento e dal tempo di scansione. Queste dipendenze sono spesso piùevidenti nelle immagini che sono ricostruite con algoritmi di risoluzione piùelevata. Per esempio, la risoluzione limite di un tomografo spesso si ottienecon il tempo di rotazione più lungo, sebbene risoluzioni standard possanoessere ottenute con tutti i tempi di scansione.

La misura della risoluzione spaziale dipende dal campo di vista ricostrui-to, dove la dimensione del pixel risultante corrisponde al valore limite. Per uncorretto campionamento è necessario che le dimensioni del pixel siano infe-riori dell’inverso del doppio della frequenza di cut-off prevista.

La risoluzione nel piano di scansione dipende inoltre dalle dimensionidella macchia focale; molti tomografi sono dotati di due macchie focali, chesono utilizzate in modo automatico in base alla scelta di determinati parame-tri di scansione.

Tecniche come quella che prevede di disallineare gli elementi del rivela-tore rispetto all’asse centrale di un quarto della larghezza del rivelatore, o ildynamic focal spot (per cui la posizione della macchia focale oscilla tra dueposizioni ogni pochi millisecondi) producono un numero doppio di proiezio-

ni e pertanto forniscono una migliore risoluzione.

Un’altra tecnica che può essere impiegata è il collimatore “a pettine”, ilquale si adatta sui rivelatori in modo da ridurre la loro larghezza effettiva eaumentare così la risoluzione spaziale dell’immagine.

Se il fantoccio è stato allineato in modo tale che il dispositivo di prova siaperpendicolare al piano di scansione, la risoluzione nel piano di scansionemisurata è indipendente dallo spessore dello strato. L’allineamento del fantoc-cio non è particolarmente critico se si utilizza una sferetta ad alto contrasto.

La risoluzione spaziale nel piano di scansione è indipendente dai mAimpostati. L’impiego di un’elevata corrente anodica e di uno spessore dellostrato ampio, aumenta il rapporto segnale-rumore e consente un calcolo piùcorretto dell’MTF, minimizzando gli errori. Per garantire che le scansioni adalta risoluzione utilizzino la macchia focale più piccola è necessario cono-scere se l’apparecchiatura utilizza la macchia focale piccola solo per alcunivalori di mA o di spessore dello strato (strati sottili).

3.2.6 Prova di accettazione e Controlli periodici

Normalmente, non si dovrebbe osservare una significativa variazione dellarisoluzione spaziale nel tempo. Alcune variazioni possono risultare evidentinelle scansioni ad alta risoluzione a causa del deterioramento della macchiafocale nel tempo.

Vi possono essere piccoli cambiamenti della risoluzione spaziale qualora sisiano modificati i filtri di convoluzione durante un aggiornamento software.

In caso di significative sostituzioni di hardware, sarebbe opportuno verifi-care la risoluzione limite, dal momento che essa dipende da diversi fattori qualil’allineamento fuoco–rivelatore; se si utilizzano i collimatori del rivelatore peraumentare la risoluzione limite riducendo la larghezza effettiva del rivelatore,qualsiasi disallineamento andrà a modificare la risoluzione spaziale.

La risoluzione spaziale non è necessariamente uniforme attraverso ilcampo di vista e può decrescere allontanandosi dall’isocentro. Durante leprove di costanza, si dovrebbe valutare la risoluzione nella stessa posizioneall’interno del campo di vista.


Per la descrizione dei dispositivi di prova si rimanda al capitolo relativo aifantocci per la valutazione della qualità.

Si sottolineano, comunque, alcune caratteristiche peculiari dei diversi


dispositivi di prova disponibili in commercio.

Il filo o la sferetta ad alto contrasto devono avere un diametro inferiore allarisoluzione che deve essere valutata.

La sferetta è l’unico inserto che non è soggetto ai problemi di allineamen-to ma genera un’immagine con un rapporto segnale-rumore ridotto. Gli altridispositivi di prova devono essere correttamente allineati in modo che risul-tino paralleli al piano di scansione, perché altrimenti gli inserti diventerebbe-ro effettivamente più larghi (barre, bacchette ecc.) o più sfuocati (bordo).L’impiego dei fantocci che utilizzano bacchette o barre in perspex immersein acqua può risultare non idoneo alla valutazione degli algoritmi di più ele-vata risoluzione, in quanto il rumore può eguagliare la differenza in numeriTC. Questi fantocci, inoltre, devono essere esaminati periodicamente perchégli inserti in perspex possono distorcersi col tempo a causa dell’assorbimen-to di acqua da parte del materiale.

Per misurare la edge spread function, è necessario disporre di un fantoc-cio contenente un blocco di materiale ad alta densità a facce piane. Si consi-derano adeguate dimensioni dell’ordine di 80 × 40 mm nel piano dell’imma-gine e uno spessore che sia almeno il triplo dello spessore nominale dellostrato irradiato. Il perspex può essere utilizzato per scansioni a bassa risolu-zione; per le più elevate risoluzioni è più adatto un materiale di maggior den-sità quale il politetrafluoroetilene (PTFE).

3.2.8 Risoluzione lungo l’asse z

La risoluzione spaziale di una MPR (ricostruzione multiplanare) può esse-re valutata posizionando l’oggetto test (barre, cilindretti, bordi o fili di altocontrasto) orizzontalmente, lungo il piano parallelo al lettino. Si effettua poiuna serie di acquisizioni assiali e si ricostruisce l’immagine nel piano coro-nale che passa per l’oggetto test. L’immagine ricostruita può quindi esserevalutata nel solito modo. La risoluzione spaziale in questo piano dipenderàdallo spessore di strato e dall’incremento di ricostruzione del gruppo diimmagini originali. Questo tipo di valutazione dovrebbe essere utile all’attodel commissioning per comprendere il funzionamento del sistema di rico-struzione MPR piuttosto che come test di routine.



3.3 n. TC e linearità


Il numero TC (Hs) di un campione di un materiale s è definito dall’e-

spressione

(3.3)

dove µs(E) e µw(E) sono i coefficienti di attenuazione lineare all’energia del

fascio di raggi X rispettivamente del campione in esame e dell’acqua. K è unacostante, che assume valore 1000 se il numero TC è espresso in unitàHounsfield, ma su alcuni apparecchi questo valore è dimezzato quando si uti-lizzano particolari algoritmi di convoluzione. Il processo di attenuazione intomografia computerizzata è dominato dalle interazioni Compton per il tes-suto molle, con qualche interazione fotoelettrica per materiali a più altonumero atomico (Z). Le interazioni Compton sono indipendenti dal numeroatomico, proporzionali alla densità elettronica e inversamente proporzionaliall’energia (E). L’effetto fotoelettrico è approssimativamente proporzionale a(Z/E)3.

Nella esecuzione dei piani di cura radioterapici, poiché l’effetto Comptonè l’interazione predominante dei raggi X alle alte energie, deve essere stabi-lita la relazione tra la densità elettronica e il numero TC per la valutazionedella distribuzione della dose in un’immagine TC.

3.3.2 Metodi di misura

Per valutare la relazione tra il numero TC e il coefficiente di attenuazionelineare, si acquisisce l’immagine di campioni di aria, acqua, Perspex, mate-riali equivalenti all’osso o qualsiasi altro materiale di composizione e densitànota inseriti in un apposito fantoccio. I coefficienti di attenuazione dei mate-riali dipendono dall’energia del fascio; sarebbe necessario conoscere lo spet-tro di energia dei raggi X, ma in prima approssimazione si può fare riferi-mento all’energia efficace del fascio, che alla tensione di 120 kV può essereassunta uguale a 70 keV. L’andamento del valori TC in funzione dei coeffi-cienti di attenuazione lineare dovrebbe risultare una linea retta.

Per stabilire la relazione tra numeri TC e densità elettronica per i piani dicura radioterapici, si utilizza un fantoccio contenente inserti di densità elet-tronica nota. L’andamento dei numeri TC in funzione della densità elettroni-ca è approssimativamente lineare, anche se in pratica devia dall’andamentolineare nella regione a più alti numeri TC a causa del maggior contributo

delle interazioni fotoelettriche. Il valore del numero TC può variare da un’ap-parecchiatura all’altra, in dipendenza delle differenze nell’energia efficace.

Non vi sono indicazioni per eseguire questo controllo in modalità spirale.Qualora lo si effettui, occorre assicurarsi che i dati acquisiti provengano solodal volume interno dell’inserto.


I valori dei numeri TC possono variare in seguito a ogni modifica allospettro del fascio di raggi X e dovrebbero essere valutati per tutti i valori ditensione e per tutti i filtri impiegati. Possono inoltre variare con le dimensio-ni del campo e con gli algoritmi di ricostruzione.

Questo controllo è indispensabile, qualora l’apparecchiatura TC sia utiliz-zata in supporto alla radioterapia o per diagnosi basate sulla misura dei nume-ri TC.


Per la descrizione dei dispositivi di prova si rimanda al capitolo relativo aifantocci per la valutazione della qualità in TCMS. I valori dei numeri TC pos-sono essere influenzati dall’indurimento del fascio e sono pertanto sensibilialla forma, alle dimensioni e alla composizione del fantoccio.

3.4 Uniformità dei numeri TC


Un fantoccio riempito d’acqua dovrebbe fornire un’immagine uniforme ameno del rumore stocastico del sistema. Tuttavia, in pratica, scansioni di fan-tocci omogenei spesso mostrano graduali variazioni dei numeri TC attraver-so l’immagine. Queste variazioni possono essere particolarmente visibiliquando la parte omogenea del fantoccio è circondata da un materiale ad altocontrasto, quale quello che simula l’osso corticale.

Le valutazioni di questo parametro possono essere effettuate in modoquantitativo valutando l’andamento del profilo dei numeri TC attraverso l’im-magine del fantoccio.

3.4.2 Metodo di misura

Un metodo semplice consiste nel calcolare il numero TC medio di unaROI al centro di una immagine di un fantoccio pieno d’acqua. Questo valoredeve essere confrontato con quello relativo alle ROI situate in prossimità del


bordo del fantoccio. Per confrontare apparecchiature diverse, la variazionemassima del numero TC può essere espressa come percentuale della diffe-renza tra i numeri TC dell’acqua e dell’aria:

(3.4)

doveH1 = numero TC medio nella posizione centrale

H2 = numero TC medio nella posizione periferica

Hw = numero TC dell’acqua

Ha = numero TC dell’aria

In alternativa, può essere acquisito un profilo di numeri TC lungo il dia-metro del fantoccio. L’immagine di questo profilo, possibilmente correlatacon i valori numerici dei singoli punti, può essere utilizzata come riferimen-to per le valutazioni successive. L’andamento dei profili può essere valutatovisivamente oppure confrontando il valore assunto da un certo numero dipunti prefissati.


Il metodo sopra descritto può essere utilizzato su immagini di un fantoc-cio omogeneo acquisite in modalità spirale. Talvolta, vi possono essere gran-di disuniformità con gli algoritmi di interpolazione su 180° e la posizionedelle zone di disuniformità varia in funzione della posizione dell’immaginelungo l’asse Z rispetto alla posizione angolare del tubo RX.


In generale, le apparecchiature dispongono di algoritmi di correzione perl’indurimento del fascio che sono diversi a seconda della regione anatomicastudiata.

L’uniformità spaziale di un fantoccio riempito omogeneamente d’acquavaria al variare della tensione e della filtrazione normalmente utilizzate. Puòinoltre variare rispetto al numero delle posizioni angolari di campionamento,ai campi di vista di acquisizione e di ricostruzione, agli algoritmi di ricostru-zione e ai programmi di retro-ricostruzione (post processing).

3.4.5 Commenti

Questo parametro può variare in seguito a modifiche al software oall’hardware che vadano a modificare la filtrazione, gli algoritmi di induri-mento del fascio ecc.


L’uniformità dei numeri CT, così come la linearità dei numeri CT, dipen-de dall’indurimento del fascio ed è sensibile alle dimensioni, alla forma e allacomposizione del fantoccio. Questo parametro è di particolare importanzaqualora l’analisi dei valori dei numeri CT venga utilizzata per finalità dia-gnostiche e, in questo caso, sarebbe opportuno utilizzare un idoneo fantoccioantropomorfo.


L’uniformità spaziale dipende dalle dimensioni e dalla composizione delfantoccio, particolarmente in presenza di materiali che simulano l’osso neifantocci head, e in presenza di materiali di alto numero atomico.

Può essere utilizzato lo stesso fantoccio impiegato per valutare il rumore.Fantocci riempiti d’acqua costituiscono il materiale omogeneo adatto perquesto tipo di controllo. Fantocci di piccole dimensioni (16 – 20 cm di dia-metro) e dotati preferibilmente di un inserto per simulare la presenza del-l’osso sono indicati per le scansioni dedicate agli esami encefalici, mentrequelli di dimensioni maggiori (30 – 35 cm di diametro) sono adatti per i pro-tocolli di scansione del corpo. Inoltre, si dovrebbero acquisire le immagini diun fantoccio di dimensioni maggiori, se disponibile, per garantire una buonauniformità per il più grande campo di vista.

Molti costruttori affermano che le loro apparecchiature sono calibrate perun particolare forma e dimensione del fantoccio. Sebbene molti fantocci peri controlli di qualità abbiano una sezione circolare, può essere appropriatoutilizzare un fantoccio di forma ellittica.

3.5 Risoluzione a basso contrasto


La sensibilità a basso contrasto è intesa come la capacità del sistema didistinguere oggetti di piccole dimensioni in un contesto di basso contrasto,quantitativamente di pochi numeri TC.

Questa capacità può essere caratterizzata, per un specifico valore di con-trasto, da due diversi parametri

• la rilevabilità a basso contrasto (LC detectability) , cioè la visibilità diun singolo oggetto

• la risoluzione a basso contrasto (LC resolution) cioè la capacità didistinguere frequenze spaziali

Gli oggetti test relativi al primo parametro sono di solito composti da


oggetti simili di varie dimensioni, ad esempio inserti circolari con diametrodecrescente, e in genere sono riferiti a diversi valori di contrasto, come adesempio la sezione dedicata del fantoccio CatPhan. (figura 3.2).

Gli oggetti test relativi alla valutazione della risoluzione a basso contrastosono invece composti da inserti di forma varia (circolari o barre), costituiti dadue materiali a basso contrasto tra loro e disposti a diverse frequenze spazia-li, esattamente come lo sono quelli per la valutazione della risoluzione spa-ziale ad alto contrasto. In questo caso però il contrasto è unico e quello chevaria è la frequenza spaziale dei dettagli. Un esempio è la sezione a bassocontrasto del fantoccio multipurpose dell’AAPM, in genere definito comeATS Phantom (figura 3.1). Di fatto risulta consigliabile utilizzare la primatipologia di misura.

Figura 3.1: schema e immagine TC dellasezione del fantoccio del fantoccio AAPM –

Nuclear Associates [44]

Figura 3.2: immagine TC della sezione delfantoccio Catphan per il basso contrasto


La rilevabilità a basso contrasto (low contrast detectability o LCD) è unavalutazione importante di un sistema di immagine perché definisce la dimen-sione minima visibile di oggetti di basso contrasto ([2], [4], [14], [16] ).

Le informazioni fornite dal costruttore dovrebbero essere verificate in fasedi accettazione dell’apparecchiatura. Le misure di LCD non devono necessa-riamente essere eseguite nelle prove di costanza poiché le componenti cheinfluenzano il parametro cioè il rumore dell’immagine, la risoluzione spazia-le ad alto contrasto e la dose al paziente sono controllate separatamente.

La difficoltà principale nella valutazione della risoluzione a basso contra-sto è che richiede una valutazione soggettiva di dettagli di immagini da partedi un osservatore e quindi non fornisce un risultato rigorosamente quantitati-vo; tuttavia il parametro è un indice del prodotto finale del sistema e di comel’immagine viene percepita.

La rilevabilità a basso contrasto è comunemente definita con un singolovalore, che rappresenta il diametro del minimo oggetto rilevabile, per undeterminato valore di contrasto e per un determinato valore di dose in ingres-so al fantoccio. Vanno inoltre riportati, per completare la descrizione dellecondizioni di acquisizione, lo spessore di strato e il filtro di ricostruzione.

Una descrizione più completa della rilevabilità di oggetti andrebbe definitacon la curva dettaglio-contrasto, come riportato nella Fig.3.3.

Figura 3.3 : Curvacontrasto-dettaglio

[16]


Questa curva fornisce la risoluzione percepita per un ampio intervallo dicontrasto. La forma della curva è però influenzata da una combinazione dirumore e di risoluzione spaziale, cioè dalla maggior parte dei parametri diacquisizione a questi connessi come i mAs, i kV, lo spessore di strato e glialgoritmi di ricostruzione.

Il contrasto percentuale è di solito definito come:

(3.5)

dove %C è il contrasto percentuale, TCoggetto è il numero TC dell’oggetto,TCfondo è il numero TC del materiale che costituisce il fondo, TCaria è ilnumero TC dell’aria.

Quando il materiale di fondo è l’acqua, l’equazione si semplifica:

(3.6)


Un oggetto test per la risoluzione a basso contrasto consiste di un numerodi oggetti di diverse dimensioni che hanno uno specifico contrasto o diversicontrasti nominali. I diversi valori di contrasto si ottengono sia variando lacomposizione del materiale sia sfruttando gli effetti di volume parziale crea-ti dall’oggetto che riempie in modo diverso il volume acquisito.

I valori di contrasto forniti per gli oggetti test commerciali sono nominalie, per una accurata caratterizzazione della risoluzione a basso contrasto,andrebbero misurati su ciascun tomografo e per tutti i diversi protocolli diacquisizione. È necessario però tenere in considerazione l’ampia variabilitàdei valori di contrasto in funzione dello spettro della radiazione e della dipen-denza dalla temperatura; per quest’ultima si riportano nel caso del ATSPhantom infatti inversioni di contrasto (da 6.9 HU a –1.7HU) tra i due mate-riali dell’oggetto test (acqua distillata inserita nei fori e il disco di silicone checostituisce il fantoccio) per variazioni di temperatura da 15°C a 35°C [14].

L’oggetto test è in genere posizionato all’isocentro e dopo aver acquisitoil volume di interesse si valuta sull’immagine l’oggetto di minori dimensionipercepibile a parità di contrasto. Per eseguire il test in modo adeguato sidevono acquisire un numero sufficiente di immagini, avere diversi osservato-ri e valutare l’immagine con un’opportuna illuminazione ambientale.Dovrebbe essere, pertanto, definito un adeguato protocollo per la visualizza-zione delle immagini; questo può essere definito da un valore di finestra e daun n.TC medio oppure, alternativamente, può essere scelta dall’osservatore la


miglior condizione di visualizzazione.

L’analisi del basso contrasto può essere anche condotta in modalità diacquisizione spirale, posto che l’oggetto test sia sufficientemente lungo per ilvolume di acquisizione impostato. Si sottolinea che costruttori tendono a nondefinire valori nominali di contrasto per acquisizioni spirali.

Le stesse considerazioni sulla lunghezza dell’oggetto test valgono anchenel caso di acquisizioni multistrato sia assiali che spirali.


I valori di riferimento forniti dai costruttori definiscono la rilevabilità abasso contrasto solo come dimensione minima rilevabile per una singola cop-pia di valore di contrasto e dose all’ingresso. I dati forniti non sono in gene-re accompagnati da indicazioni relative allo spessore di acquisizione e all’al-goritmo di ricostruzione utilizzato in fase di misura. Per i tomografi a singo-lo strato viene in genere utilizzato lo spessore 10 mm e gli algoritmi più uti-lizzati nella routine; per una più corretta interpretazione delle misure esegui-te in fase di accettazione queste informazioni dovrebbero essere richieste alcostruttore.

Per verificare le specifiche del costruttore, in termini di LCD, è possibileeffettuare correzioni anche se è consigliabile utilizzare esattamente le stessemodalità di acquisizione.

In alternativa alla valutazione visiva della LCD è possibile combinarenumericamente o graficamente i valori di rumore, dose, spessore di strato ela risoluzione spaziale.

Ci sono relazioni teoriche che sono state definite da studi sui primi tomo-grafi che spesso sono utilizzate a tale scopo [16]. Queste relazioni possonoessere utilizzate [25] per correggere i dati di risoluzione a basso contrasto eper confrontare i risultati ottenuti in diverse condizioni di rumore, contrastoo risoluzione come mostrato nell’equazione successiva. La relazione trarumore, dose e spessore di strato è ben nota dalla teoria; comunque la com-plessità dei tomografi più recenti ha mostrato che tali relazioni vanno tratta-te con cautela poiché possono essere ricavate empiricamente solo per alcunialgoritmi standard di ricostruzione.

Se possibile, è preferibile acquisire le immagini con i parametri correttipoiché la relazione è soggetta ad approssimazioni

(3.7)

Dove:


T = spessore di strato nominale o misurato (mm)

σ = deviazione standard normalizzata (%)

R = dimensione minima rilevabile (mm)

D = dose (mGy).


Per la descrizione dei dispositivi di prova si rimanda al capitolo relativo aifantocci per la valutazione della qualità in TCMS. Si ricorda che la rilevabi-lità a basso contrasto dipende dalle dimensioni dell’oggetto test e dalla suacomposizione e che i fantocci test più comuni utilizzati delle ditte costruttri-ci di tomografi per la determinazione dei valori di riferimento dell’LCD sonol’inserto a basso contrasto del Catphan o del Gammex, oppure l’inserto ATSche è una parte del fantoccio AAPM. Come visto in premessa in realtà il fan-toccio AAPM serve a valutare la risoluzione a basso contrasto, per l’unicovalore di contrasto dell’oggetto test, che come abbiamo visto può variare damisura a misura e da tomografo a seconda dello spettro del fascio (quinditensione, filtrazione, etc) e della temperatura.

3.6 Artefatti


Le immagini TC possono presentare artefatti, cioè delle discrepanze siste-matiche tra i numeri TC dell’immagine ricostruita e i coefficienti di attenua-zione reali dell’oggetto esaminato.

È possibile classificare gli artefatti in base alla loro origine [51].

1. Artefatti prodotti da cause di natura fisica.

- Indurimento del fascio (beam hardering) – Lo spettro di energia di unfascio di raggi X varia nell’attraversare diversi strati di materia, poichéi fotoni di bassa energia sono assorbiti in percentuale maggiore e l’e-nergia media del fascio aumenta con l’aumentare dello strato attraver-sato. L’indurimento del fascio viene interpretato dall’apparecchiaturacome una minor attenuazione e quindi una minor densità dell’oggettoin esame.

- Volume parziale – Se in un voxel sono compresi mezzi con densitàdiversa, il numero TC associato è proporzionale alla media pesata deicoefficienti di attenuazione dei singoli oggetti, con conseguente sotto-o sovra-stima del numero TC associato.

- Photon starvation – In corrispondenza di strutture con elevato potere


attenuante, è possibile che, in particolari posizioni angolari del tubo, unnumero insufficiente di fotoni raggiunga i rivelatori, dando luogo aimmagini rumorose.

- Sotto-campionamento – Un numero insufficiente di fotoni emessi o unridotto numero di proiezioni acquisite durante una rotazione produceartefatti a strisce che irradiano dai bordi di strutture dense.

2. Artefatti che originano dal paziente.

- Materiali metallici – L’elevata densità dei materiali metallici impianta-ti o esterni al paziente sta ben al di sopra del normale intervallo di valo-ri che l’apparecchiatura è in grado di elaborare, creando discontinuitànei profili di attenuazione.

- Movimento – I movimenti volontari o involontari del paziente provo-cano un’errata registrazione dei dati nell’immagine ricostruita.

- Proiezioni incomplete – La presenza di oggetti di elevata densità al difuori del FOV di acquisizione (arti superiori del paziente, tubi di rac-cordo contenenti mezzo di contrasto ecc.) altera la lettura dei rivelato-ri esterni e produce artefatti lineari e zone d’ombra sull’immagine.

3. Artefatti dovuti a difetti di funzionamento dell’apparecchiatura.

- Artefatti ad anello – Il malfunzionamento di uno dei rivelatori di unbanco di un tomografo di terza generazione fornisce, in ogni posizioneangolare, una lettura errata e tale da produrre una figura ad anello.Questo artefatto è più frequente con i rivelatori a stato solido, piuttostoche con i rivelatori a gas.

Tralasciamo ulteriori osservazioni per gli artefatti dei primi 3 tipi, per iquali valgono le stesse osservazioni dei tomografi tradizionali, per concen-trarci sui problemi tipici legati alle tecnologie spirale e multistrato.

3.6.1.1 Processi di interpolazione lungo l’asse z

La tecnica di acquisizione a spirale, che comporta un allargamento dellaSSP per i tomografi a singolo strato, e i processi di interpolazione che utiliz-zano modelli di ricostruzione lineari (180°LI o 360°LI), possono generarespecifici artefatti di volume parziale. Questi artefatti sono particolarmenterilevanti in corrispondenza di dettagli che presentano una variazione accen-tuata lungo l’asse z, sia in termini di forma che di posizione, e per questo ven-gono “visti” dai rivelatori secondo angoli diversi lungo la traiettoria spirale.L’immagine della sezione di un cono acquisito con tecnica spirale ha la formadi una ellisse distorta che varia la sua orientazione (Fig. 3.4), mentre l’im-


magine della sezione di una struttura cilindrica inclinata rispetto al piano discansione è costante in termini di forma ma presenta artefatti a banda che siirradiano all’intorno (Fig. 3.5)

Figura 3.4: immagini di un cono orientato lungo l’asse zacquisite in modalità spirale. [52]

Figura 3.5: immagini di un oggetto cilindrico inclinato lungo l’asse z acquisite in modalità spirale. [52]


La comparsa e la rilevanza di questi artefatti dipende dalla scelta del pitche dal tipo di interpolazione impiegata [7]. Per ridurre questo tipo di artefattooccorre:

- ridurre il pitch;

- ridurre l’intervallo di interpolazione;

- ridurre lo spessore dello strato.

I processi di interpolazione delle TCMS producono una forma più com-plessa di distorsione delle immagini che dà luogo a un artefatto indicato conil termine di “mulino a vento”.

Questa forma tipica è dovuta al fattoche i diversi canali di rivelazione interse-cano il piano di ricostruzione dell’imma-gine durante la rotazione del tubo RX.Gli angoli formati dalle “pale” sonouguali alla differenza tra le posizioniangolari in corrispondenza delle quali fileconsecutive di rivelatori intersecano ilpiano dell’immagine. Indicando con pd il

pitch riferito all’ampiezza di un singolorivelatore [Eq. 1.2], gli angoli α risultanouguali a 360°/pd.

Figura 3.7: Immagine assiale di un oggetto sferico ottenuta con pd = 3 e algoritmo 180°LI.Gli angoli formati dalle tre linee continue corrispondono a circa 120° [53].


Figura 3.6:artefatti a mulino a vento [19]

Pertanto, il numero di “pale” visibili è proporzionale al numero di canaliche intersecano tale piano e aumenta quando:

- aumenta il numero dei canali;

- aumenta il pitch;

- diminuisce lo spessore dello strato di acquisizione.

È possibile limitare la rilevanza di questi artefatti utilizzando degli algo-ritmi di interpolazione del tipo z-filtering.

Figura 3.8: effetti dell’algoritmo di interpolazione sull’artefatto a “mulino a vento” [7]

3.6.1.2 Geometria del fascio radiante

Con l’aumento del numero degli strati, si è passati da una geometria fanbeam (Fig. 3.9-a) a una geometria cone beam (Fig. 3.9-b).

Figura 3.9: geometria fan beam e cone beam [51]

Ne deriva che il piano formato da ciascun canale di rivelazione non è piùperpendicolare all’asse del paziente, violando così un assunto di base della


retro-ricostruzione 2D. L’errata registrazione dei dati (Figura 1.6) comportala formazione di artefatti di volume parziale che risultano più evidenti sustrutture che variano in modo accentuato lungo l’asse z e all’aumentare delpitch.

Figura 3.10: immagini di un imbuto allineato lungo l’asse z acquisite con TC a 16 strati,pitch 0,5 (a sinistra) e pitch 1,5 (a destra) [54]

Per risolvere i problemi legati alla geometria conica, le case produttriciimpiegano algoritmi di correzione cone beam.

Figura 3.11: effetti di un algoritmo di interpolazione standard e un algoritmo di correzione cone beam [54]



3.6.1.3 Elaborazioni tridimensionali

L’artefatto a “zebra” è tipico della tecnica spirale, è divenuto frequentecon le TCMS ed è visibile nelle ricostruzioni MIP. Esso consiste di bandechiare e scure non parallele ai piani delle immagini ricostruite ed è originatodalla non uniforme distribuzione del rumore all’interno dell’immagine rico-struita, dovuta all’interazione tra gli algoritmi di interpolazione spirale e glialgoritmi di retro-proiezione del fascio.

Figura 3.12: artefatto a “zebra” in un’immagine MIP [51]

Tale disuniformità è correlata con le posizioni angolari del tubo che defi-niscono il set di dati utilizzati per ricostruire l’immagine. Il rumore dell’im-magine segue pertanto un andamento ciclico, passando da un valore massimoin prossimità delle posizioni angolari vicine agli estremi dell’intervallo diricostruzione a un valore minimo in corrispondenza della parte centrale delset di dati. Tale fenomeno si verifica una sola volta per rotazione su un tomo-grafo a strato singolo che impiega un algoritmo di ricostruzione lineare180°LI, ma nei tomografi MS aumenta proporzionalmente con il numero dicanali impiegati.

In fase di elaborazione dell’immagine MIP, alle regioni caratterizzate davalori più elevati di rumore verrà assegnato un valore MIP più elevato, per-ché è più alta la probabilità di avere numeri CT molto al di sopra della media.L’andamento ciclico del rumore all’interno delle immagini ricostruite si tra-duce in una rappresentazione periodica di bande alternate chiare e scureall’interno dell’immagine MIP che non sono parallele al piano di ricostru-zione delle immagini, in quanto ciascuna immagine presenta una zona ad altorumore (che contribuisce alla banda chiara) e una a basso rumore (bandascura).

L’artefatto Venetian blind è tipico della tecnica spirale multistrato ed è

visibile nelle ricostruzioni MIP. Consiste in bande chiare e scure paralleleall’asse orizzontale dell’immagine MIP.

Figura 3.13: artefatto Venetian blind in un’immagine MIP; l’artefatto è più pronunciato nella regione pelvica, dove il fascio è più attenuato [55].

L’artefatto è prodotto dall’intensità del rumore all’interno di ogni singolaimmagine ricostruita e dalla variazione dello stesso rumore da un’immagineall’altra. Tale variazione dipende dal fatto che il rumore di una proiezione èfunzione del corrispondente angolo di proiezione.

Le condizioni che favoriscono l’artefatto, per le quali è maggiore l’entitàdella variazione del rumore in ciascun intervallo angolare di 2π, sono:

le caratteristiche dell’oggetto, costante lungo l’asse z ma con forma e den-sità arbitrarie nel piano X-Y (l’oggetto appare diverso al variare della posi-zione angolare),

- il livello di rumore dell’immagine,- elevati valori di pitch,- lo spessore dello slab utilizzato nel processo di elaborazione MIP.

Figura 3.14: artefatto Venetian blind a diversi valori di pitch:0.5625:1, 0.9375:1, 1.375:1 e 1.75:1 (dall’alto verso il basso) [55].


È possibile ridurre la variazione del rumore:

- utilizzando la modulazione automatica della corrente al tubo,

- riducendo il pitch,

- utilizzando algoritmi specifici durante i processi di produzione delle immagini MIP, perdendo però in risoluzione spaziale,

- impostando i raggi di proiezione della ricostruzione MIP in modo che formino un piccolo angolo con il piano di ricostruzione delle immagini.

3.6.1.4 Inclinazione del gantry

L’inclinazione del gantry può influire sulla prestazione degli algoritmi diricostruzione spirale nei tomografi TCMS, producendo gravi artefatti nel-l’immagine, quali la distorsione o la discontinuità di dettagli anatomici.

A causa dell’inclinazione del gantry, infatti, l’isocentro di ricostruzionedei canali più esterni non coincide con l’isocentro del gantry e si possonoavere tanti isocentri di ricostruzione quanti sono i canali utilizzati per rico-struire l’immagine. Si spiega così il motivo per cui alcune delle strutture rico-struite risultano spostate e sovrapposte, mentre altre appaiono scarsamentedefinite.

Per ridurre o eliminare gli effetti del disallineamento degli isocentri sonostati sviluppati sistemi di compensazione mediante il riallineamento delleproiezioni oppure mediante correzioni in fase di retro-proiezione.

3.6.1.5 Diversa risposta dei singoli canali di acquisizione

L’utilizzo dei tomografi multistratoin modalità assiale comporta che leimmagini di regioni anatomiche conti-gue siano acquisite da canali di acqui-sizione diversi. Un difetto di funziona-mento, un’errata calibrazione o qual-siasi altro inconveniente a carico di unsolo canale può dar luogo a un artefat-to visibile solo sulle immagini acquisi-te con quel singolo canale, simulandola presenza di lesioni patologiche.

Figura 3.15: Esame assiale dell’encefalo con tomografo a quattro strati -Area iper-densa presente solo su una immagine ogni quattro [56].



Come già osservato nel capitolo relativo ai fantocci, solo recentementetroviamo in commercio oggetti test specifici che permettano di quantificarel’entità e le caratteristiche dell’artefatto. Inoltre è difficile definire dei veri epropri metodi di misura: in prima analisi è possibile effettuare valutazionivisive che forniscano per confronto delle informazioni sull’entità e le carat-teristiche dell’artefatto. Ad esempio è utile confrontare come variano gli arte-fatti al variare della configurazione di un tomografo TCMS o del pitch.

Con l’introduzione degli algoritmi di ricostruzione Cone Beam, l’effetto diquesti artefatti viene ridotto più o meno efficacemente a secondo del tipo di


Figura 3.16: MPR del fantoccio torace senza algoritmi di correzione Cone Beam [20]

4 rows 8 rows

12 rows 16 rows

algoritmo. Si confronti ad esempio la figura 3.16 con la figura 3.17: nellaprima sono evidenti gli artefatti da Cone Beam, nella seconda si nota che conl’algoritmo AMPR (di tipo Cone Beam) viene migliorata la qualità dell’im-magine [20].

Uno dei principali obiettivi delle ditte costruttrici di tomografi è orientatoall’implementare tecniche di ricostruzione Cone Beam sempre più efficaci eveloci e per questo sono allo studio dei metodi che consentano di analizzarenumericamente il beneficio dei diversi algoritmi [21].


Figura 3.17: MPR del fantoccio torace con algoritmo di ricostruzione AMPR [20]

16 rows pitch 1,0 16 rows pitch 1,5

Nella figura 3.18 è ripor-tato un esempio relativoall’utilizzo del fantocciotipo Clock phantom citatonel capitolo degli artefatti[7].

Figura 3.18: Immagini del fan-toccio tipo Clock phantom conartefatti di tipo Cone Bean [7]

4 CARATTERISTICHE DELLO STRATO

Lo strato può essere definito in termini di strato irradiato e di spessoredello strato.

Lo spessore dello strato è un parametro di fondamentale importanza perdeterminare la risoluzione dell’immagine lungo l’asse z mentre lo spessoreirradiato, o ampiezza del profilo di dose, è una misura della collimazione “prepaziente” del fascio radiante lungo l’asse z.

Sia nei tomografi a singolo strato che in quelli multistrato, si ha una primacollimazione del fascio di raggi X lungo l’asse z (collimazione “pre pazien-te”); dopo l’irradiazione del paziente, l’ampiezza del fascio può essere ulte-riormente modificata dai collimatori “post paziente”. Lo scopo di questaseconda collimazione è quello di ridurre la radiazione diffusa sui collimatorie di ottenere uno strato più sottile di quello che sia possibile ottenere impie-gando semplicemente una collimazione “pre paziente”. Nei tomografi multi-strato la post collimazione può essere impiegata anche per escludere alcunielementi di rilevazione ed ottenere quindi degli strati più sottili delle effetti-ve dimensioni dei rivelatori (narrow collimation). Tuttavia nei sistemi multi-strato oggi in commercio la post-collimazione non è quasi mai presente.

In un sistema ideale, lo spessore dello strato e lo spessore irradiato coin-cidono; in realtà lo spessore irradiato è sempre maggiore dello spessore dellostrato. Questo fenomeno si verifica in maniera più accentuata nei tomografimultistrato dove lo spessore irradiato è più ampio per assicurare che tutti glielementi di rivelazione impiegati per la formazione dell’immagine siano irra-diati uniformemente.

4.1 Spessore irradiato

Per verificare la collimazione del fascio di radiazione in direzione z simisura lo spessore irradiato. Le misure vengono solitamente eseguite inmodalità assiale; non è necessario ripeterle in modalità spirale perché la col-limazione non dipende dal tipo di acquisizione.


Lo spessore irradiato è definito in termini di larghezza a metà altezza(FWHM) o a un decimo dell’altezza (FWTM) del profilo di dose che puòessere misurato utilizzando i dosimetri a termoluminescenza o pellicole abassa sensibilità; lo spessore irradiato viene solitamente misurato all’isocen-tro, perché le ditte produttrici forniscono le specifiche dello spessore dello


strato nominale in questa posizione.

I TLD possono essere utilizzati solo per la valutazione di spessori supe-riori a 2 mm; per spessori irradiati più sottili, le dimensioni dei rivelatori limi-tano l’accuratezza dei profili. Per spessori sottili è necessario utilizzare lepellicole radiografiche.

La pellicola viene posizionata perpendicolarmente al piano di scansione incorrispondenza dell’isocentro; per limitare la radiazione diffusa dal tavolo, èopportuno collocarla su un supporto di polistirolo. Dopo aver sviluppato lapellicola, si ricava la FWHM del profilo di densità ottica, ottenuto digitaliz-zando il film. Per avere un’accuratezza migliore si può convertire il profilo didensità ottiche in un profilo di dose utilizzando una curva di calibrazionedose-densità ottica. Si suggerisce di utilizzare film per la verifica di radiote-rapia oppure film dentali o industriali.

Un nuovo tipo di pellicola utilizzabile è la pellicola “Gafchromic® XR-CT (ISP – 1361 Alps Road, Wayne, NJ 07470) [39]. Si tratta di una pellico-la autosviluppante di sensibilità idonea per misure di profili di dose in TC(intervallo di esposizione da 0.5 a 100 mGy circa), oltre che a misure di dose.La larghezza del profilo può essere misurata direttamente, oppure digitaliz-zata con scanner ottico riflessivo da banco (fig. 4.1).

Una volta ottenuto il profilo, oltre a misurare la FWHM e la FWTM, sipuò analizzare la sua forma per vedere quanto si avvicina a un profilo rettan-golare. Questa analisi può dare informazioni sulla collimazione, sulla geo-metria dei rivelatori e sulla macchia focale.

Figura 4.1: schema ed esempio di pellicola gafchromic impressionata [39]


4.1.2 Considerazioni per tomografi multistrato

Nei tomografi multistrato si può misurare lo spessore irradiato con glistessi metodi descritti per i tomografi a singolo strato. In generale si osservache lo spessore irradiato è maggiore della somma degli spessori degli stratidella configurazione utilizzata per ottenere un certo spessore totale; questo siverifica perché è necessario avere un’irradiazione uniforme di tutti i rivelato-ri utilizzati, e quindi la penombra del fascio si estende oltre gli elementi dirivelazione più esterni che vengono utilizzati per creare lo strato.


Le misure dello spessore irradiato devono essere eseguite per ogni colli-mazione possibile sia per TC singolo strato che multistrato.

Il profilo dipende dalle dimensioni della macchia focale, in particolare perle collimazioni sottili, e non dipende dal FOV.

4.2 Spessore dello strato

Lo spessore dello strato definisce l’effettiva sezione tomografica che tieneconto sia della collimazione del fascio in uscita dal tubo radiogeno, sia, moltospesso, di una post-collimazione del sistema di rivelatori. Nei sistemi spiralisia a singolo che multistrato inoltre la forma del profilo dipende fortementedalle tecniche di ricostruzione lungo z. Lo spessore dello strato ricostruito ègeneralmente espresso in termini di FWHM e FWTM del profilo di sensibi-lità lungo l’asse z (SSP).

4.2.1 Metodi di misura: modalità assiale

Per misurare lo spessore dello strato in modalità assiale si utilizza un fan-toccio pieno di acqua o di materiale omogeneo in cui è inserito un oggettotest sottile e ad alto contrasto, come un foglio sottile di alluminio, inclinatorispetto al piano di scansione (rampa). È possibile anche utilizzare due rampeche si incrociano a formare una “X” e che siano posizionate simmetricamen-te rispetto all’asse z in modo tale da riuscire a correggere eventuali disalli-neamenti del fantoccio mediando le misure ottenute sulle due rampe.

L’immagine delle rampe viene generalmente acquisita nel piano in cui siincrociano; il contributo della rampa di alluminio presente nell’immaginedipende dello spessore dello strato e dall’angolo che la rampa forma con ilpiano di scansione.


Figura 4.2: fantoccio utilizzato per misurare lo spessore dello strato [16]

Mettendo in grafico i valori dei numeri TC di entrambe le rampe in fun-zione della distanza si calcolano dai profili i valori di FWHM. Lo spessoredello strato si ottiene quindi dalla seguente equazione:

(4.1) s = d x tg(θ)

dove s è lo spessore dello strato (FWHM) in mm, d è la FWHM misurata sulprofilo, θ l’angolo di inclinazione della rampa di alluminio rispetto all’asse x.Se si utilizzano oggetti test con due rampe di alluminio, si può calcolare lospessore dello strato a partire dal valore medio degli spessori ottenuti sulledue rampe. I profili dei numeri CT saranno identici se le rampe sono allinea-te e centrate correttamente rispetto al piano tomografico. In presenza di disal-lineamenti tra l’asse z del fantoccio e l’asse del tomografo i due profili saran-no diversi, ma mediando i risultati si possono elidere le differenze.

I fantocci disponibili in commercio hanno inserti che formano con il pianodi scansione angoli di 25°, 30° o 45°. Con un angolo di 45° il fattore corret-tivo è pari a 1 e quindi si può avere una misura di spessore di strato diretta-mente dal profilo dei numeri TC.

4.2.2 Metodi di misura: modalità spirale

Il metodo classico della rampa inclinata non è adatto ad analizzare lo spes-sore dello strato ricostruito per scansioni spirale, a causa degli artefatti dainterpolazione che nascono dalla presenza di oggetti ad alto contrasto posticon una certa angolazione rispetto al piano dell’immagine. Per valutare lospessore dello strato in modalità spirale è necessario ricorrere a un metodoalternativo, utilizzando fantocci dedicati. Tali fantocci contengono una sfe-


retta (con diametro submillimetrico) o un foglio sottile di materiale ad altocontrasto (ad esempio tungsteno) [16, 22].

Figura 4.3 fantoccio per la misura dello spessore dello strato in modalità spirale [16]

I fantocci con un dischetto di materiale ad alta densità sono meno praticidi quelli con la sferetta, perché hanno problemi di allineamento; tuttavia, nelcaso di fantocci contenenti la sferetta si hanno problemi legati al rapportosegnale-rumore, perché per ricavare il numero TC si utilizzano ROI moltopiccole (1-2 pixel).

Per misurare lo spessore dello strato in modalità spirale si effettua unaacquisizione centrata sull’inserto e si ricostruiscono le immagini a intervalliche non devono essere superiori ad 1/10 dello spessore dello strato; per ognistrato si registra poi il valore massimo (o il valore medio) del numero TC diuna ROI centrata sull’inserto. In genere se l’inserto è una sfera si preferisceprendere il massimo, se l’inserto è un disco si prende la media. Tale ROI deveessere grande a sufficienza per minimizzare le fluttuazioni statistiche deinumeri TC ma piccola a sufficienza per minimizzare ogni errore dovuto a uneventuale disallineamento del disco.

La curva SSP (slice sensitivity profile, che rappresenta il profilo di sensi-bilità in direzione z) si ottiene mettendo in grafico i valori dei numeri TC infunzione della distanza; la FWHM della curva così ricavata è una misuradello spessore dello strato in modalità spirale. Tuttavia la FWHM non è undescrittore completo della curva di sensibilità lungo l’asse z, dal momentoche la forma del profilo si allarga e cambia in immagini acquisite in spiralerispetto alle immagini acquisite in assiale ed inoltre tale forma dipende dalpitch e dagli algoritmi di interpolazione. Possono quindi essere introdottiulteriori descrittori: FWTM e FWTA (full width at tenth area).

Si può prevedere lo spessore dello strato ricostruito in una acquisizione


spirale per diversi valori di pitch e per diversi algoritmi di interpolazione(tabella 4.1). Questi rapporti possono essere riportati anche ad altri spessoridi strato.

SpessoreSpessore misurato (mm)

nominale (mm) Assiale Spirale pitch 1 Spirale pitch 2360 LI 180LI 360LI 180LI

5 5 6.3 5 10.8 6.5

Tabella 4.1: spessori dello strato in modalità spirale [16]

Il metodo della sferetta o del dischetto può essere utilizzato anche perscansioni assiali, incrementando la posizione dell’oggetto test a piccoli inter-valli lungo l’asse z ed acquisendo in corrispondenza di ogni posizione perottenere una serie di immagini. Ovviamente questo metodo è influenzato dal-l’accuratezza del movimento del lettino.

4.2.3 Metodi di misura: tomografi multistrato

I metodi descritti sopra possono essere utilizzati anche per valutare lospessore dello strato di tomografi multistrato.

Per acquisizioni in assiale è opportuno valutare lo spessore di ogni singo-lo strato e confrontare sia i valori ottenuti su diversi strati a parità di colli-mazione che i valori ottenuti per diverse configurazioni di rivelatori, a paritàdi spessore nominale, per verificare che ci sia consistenza tra di essi.

Le rampe inclinate contenute nei fantocci devono essere lunghe a suffi-cienza da comprendere tutte le immagini acquisite simultaneamente in assia-le; nel caso in cui l’oggetto test non sia lungo a sufficienza, si può analizza-re ogni immagine separatamente spostando la posizione di scansione perassicurare che le immagini ottenute da ogni gruppo di rivelatori coincida conla parte centrale dell’oggetto test.

Lo spessore dello strato per acquisizioni assiali dipende dalle collimazio-ni pre e post paziente; per acquisizioni spirale dipende anche dal pitch e dal-l’algoritmo di interpolazione.

Per acquisizioni in spirale, i tomografi multistrato utilizzano algoritmidiversi da quelli impiegati nei tomografi a singolo strato in modo tale da fareun uso ottimale dei dati disponibili. Utilizzando quindi degli algoritmi di z fil-tering (vedi paragrafo 1.2) con diverse funzioni peso si possono ottenereimmagini il cui spessore di strato è invariante con il pitch.


Il profilo di sensibilità in direzione z è dipendente dalle macchia focale uti-lizzata, in particolare per le collimazioni sottili. Alcuni tomografi hanno duemacchie focali che sono selezionate automaticamente in dipendenza dai para-metri di scansione. Per esempio, la macchia focale piccola può essere sele-zionata solo con spessori sottili, bassa corrente nel tubo ed algoritmi ad altarisoluzione. Il profilo di sensibilità è indipendente dal kernel di convoluzioneutilizzato nella ricostruzione dell’immagine assiale. Tuttavia, se vengono uti-lizzati algoritmi ad alta risoluzione o algoritmi molto smoothing si possonoavere delle differenze; è consigliabile, quindi, acquisire i profili utilizzandoalgoritmi standard.

Infine, il FOV di scansione non influenza lo spessore dello strato mentreil FOV di ricostruzione influisce sull’accuratezza delle misure di spessoreeseguite con fantocci contenenti le rampe incrociate perché tale accuratezzadipende dalle dimensioni del pixel: è quindi consigliabile utilizzare un FOVpiccolo per avere una minore dimensione del pixel.

Come già spiegato nella sezione relativa agli oggetti test, la misura dispessori sottili è critica, e questo problema si manifesta correntemente neisistemi a 16 o 64 strati dove le dimensioni del rivelatore consentono di rico-struire spessori da 0.5 o 0.6 mm. In questo caso occorre avere rampe conangoli di inclinazione piccoli (es: 5°) e di spessore piccolo (es: 180 µm).

4.3 Efficienza geometrica

L’efficienza geometrica di un fascio di raggi X indica la percentuale delfascio di radiazione che viene utilizzata nel processo di formazione dell’im-magine; l’efficienza geometrica può essere distinta in due componenti [8]:

Efficienza geometrica lungo l’asse z, che tiene conto della porzione delprofilo di dose che viene utilizzata nel processo di imaging;

Efficienza geometrica del sistema di rivelazione, che definisce la porzionedell’area totale del sistema di rivelazione che contiene materiale di rivelazio-ne attivo.

4.3.1 Efficienza geometrica lungo l’asse z

Nella norma IEC 60601-2-44 (Ed. 1, 1999) [40] l’efficienza geometrica èdefinita come la FWHM del profilo di sensibilità (spessore dello strato)espressa come percentuale della FWHM del profilo di dose:

(4.2)


Nella norma IEC 60601-2-44 (Ed. 2, 2003) [41] è stata introdotta unanuova definizione, secondo cui l’efficienza geometrica è l’integrale del pro-filo della dose nella direzione z, integrato sul range sotteso dagli elementi delrivelatore utilizzati durante l’acquisizione, espressa come percentuale del-l’integrale di tutto il profilo della dose nella direzione z (Figura 4.4):

(4.3)

In entrambi i casi la norma raccomanda che il valore dell’efficienza siavisualizzato sulla consolle qualora sia inferiore al 70%. Per un impiego otti-male della dose l’efficienza geometrica dovrebbe essere prossima al 100%.

Secondo la vecchia definizione quindi l’efficienza geometrica è il rappor-to tra lo spessore dello strato e lo spessore irradiato; secondo la nuova defi-nizione è il rapporto tra l’integrale del profilo della dose su un range pari allospessore nominale dello strato e l’integrale dell’intero profilo della dose.

Per misurare l’efficienza geometrica secondo la vecchia definizione ènecessario disporre dei valori dello spessore di strato e della FWHM del pro-filo della dose lungo l’asse z.

I limiti connessi alla definizione del 1999 sono legati alle differenti con-dizioni di misura (misura in aria per lo spessore irradiato e in fantoccio perlo spessore dello strato) e, nel caso di TCMS, alla necessità di eseguire mol-teplici misure, poiché ogni spessore di strato si può ottenere mediante diver-se configurazioni.

Figura 4.4: le due definizioni di efficienza geometrica [23]


Integral of

dose profile over

range of normalslice

Inoltre, nel caso di strati sottili (< 1 mm), i valori dello spessore dello stra-to ottenuti con il metodo della rampa inclinata inclusa nei fantocci attual-mente disponibili non sono accurati, e portano quindi a un’indeterminazionesul valore dell’efficienza geometrica stessa.

Anche la nuova definizione non è comunque esente da problemi legati alfatto che non è definita la posizione del profilo della dose rispetto ai rivela-tori. Se si vuole calcolare l’efficienza geometrica secondo la definizione del2003, sono, quindi, possibili due diversi approcci: o centrare il range di inte-grazione sul centro del profilo della dose a metà della FWHM, oppure sce-gliere la posizione del range che dà la massima efficienza geometrica. I valo-ri di efficienza determinati mediante i due approcci hanno una differenzamassima pari allo 0.04% nel caso di TC a singolo strato e di 0.6% per TCMS,e una differenza media pari a 0.1% [23] e pertanto sono sostanzialmente equi-valenti.

Nella figura 4.5 sono riportati i risultati di misure di efficienza su alcunitomografi di nuova generazione: si nota che l’efficienza lungo l’asse z cresceall’aumentare della collimazione, arrivando comunque a un valore di satura-zione che non è ulteriormente migliorabile.Nei sistemi TCMS si verifica infatti il fenomeno dell’overbeaming, cioè siimpiega un fascio di radiazione più largo di quello che sarebbe richiesto insistemi a singolo strato, per assicurare che tutti i rivelatori che vengono uti-lizzati per la formazione dell’immagine siano irradiati uniformemente.

Figura 4.5: efficienza geometrica lungo l’asse z



Questa parte di fascio “extra” è generalmente fissata ed è in proporzionemaggiore per spessori minori; ciò giustifica la caduta dell’efficienza allebasse collimazioni. Nella figura 4.5 si mostra che le misure eseguite con ledue definizioni di efficienza geometrica sopra descritte portano a risultatiparagonabili tra loro con differenze contenute entro il 2% tranne che per stra-ti sottili dove la definizione del 1999 tende a sovrastimare i valori.

4.3.2 Efficienza geometrica del sistema di rivelazione

L’efficienza geometrica del sistema di rivelazione è definita come il rap-porto tra l’area attiva e l’area totale del sistema di rivelazione.

L’area totale di rivela-zione è costituita da mate-riale di rivelazione e dasetti tra gli elementi dirivelazione, sia nel pianodi scansione (piano x-y)che lungo l’asse z [8].

Figura 4.6: matrici di rivelatori per tomografi multistrato a 8 e 16 strati: il tomografo a 16 strati ha approssimativamente il doppio del numero di setti lungo l’asse z [8]

In generale, man mano che aumenta il numero di strati acquisiti simulta-neamente, la dimensione degli elementi di rivelazione lungo l’asse z dimi-nuisce; ciò comporta un aumento del numero di setti e quindi una diminu-zione dell’efficienza geometrica del sistema di rivelazione. Tale effetto èmostrato nella tabella 2 per i tomografi Philips Mx8000: in questo esempiola diminuzione dell’efficienza geometrica passando da un sistema a 2 strati auno a 16 strati è del 5%. Questo valore naturalmente dipende dalla configu-razione del sistema di rivelazione; si ha comunque una tendenza verso valo-ri di efficienza più bassi man mano che aumenta il numero di rivelatori perunità di lunghezza.

Numero di strati Numero di banchi Copertura lungo Efficienza del sistemadi rivelatori l’asse z (mm) di rivelazione (%)

2 2 20 804 8 20 7816 24 24 75

Tabella 4.2: efficienza geometrica del sistema di rivelazione per tomografi Philips Mx8000 [8].

5 INDICI DI DOSE

La scelta degli indici di dose e dei metodi di misura dipende dallo scopoche ci si prefigge; in fase di accettazione dell’apparecchiatura tomografica,generalmente, è necessario effettuare le misure in fantoccio standard diPMMA per confrontare i dati con le specifiche delle Ditte costruttrici. Per leprove di costanza può essere sufficiente effettuare solo la misura in aria del-l’output del tubo.

Le misure in fantoccio standard di PMMA dovrebbero essere utilizzateper confrontare diversi tomografi e protocolli diversi o per la verifica deilivelli diagnostici di riferimento (LDR).

I parametri dosimetrici possono essere misurati a partire da una scansionesingola assiale da cui è possibile ricavare l’indice di dose della tomografiacomputerizzata (CTDI).

5.1 Indice di Dose per Tomografia Computerizzata (CTDI)

5.1.1 Definizioni

Il CTDI (Computed Tomography Dose Index) è definito nel seguentemodo:

(5.1)

dove:

z1,z2 = limiti di integrazione lungo l’asse z

D (z) = profilo di dose lungo una singola scansione assiale

n = numero di strati acquisiti simultaneamente (n=1 per tomografia singolo strato, n=4 per un tomografi a 4 strati, etc.)

T = lo spessore nominale dello strato o l’ampiezza del gruppo di ri-velatori nel caso di TC multistrato (per esempio 5 mm per unaacquisizione 4 x 5 mm)

Il CTDI può facilmente essere misurato usando una camera a ionizzazio-ne a stilo lunga 10 cm. In tal caso la formula ha dei precisi limiti di integra-zione in quanto z1 e z2 sono uguali a ± 5 cm coprendo una lunghezza totale

di 10 cm e abitualmente viene scritto come CTDI100 dove il pedice indica l’e-

stensione su cui è stata effettuata l’integrazione.



La camera a ionizzazione deve essere allineata con l’asse z del tomografoe irradiata con una scansione assiale impostando un singolo strato al centrodella lunghezza della camera. La camera ha una risposta lineare lungo la sualunghezza e generalmente viene calibrata con un campo uniforme che lacopre interamente. Il valore ottenuto con una singola scansione è il valoremedio dell’esposizione o della dose lungo la camera. Viene quindi applicatoil fattore di calibrazione della camera e, se necessario, il fattore per la con-versione in dose. Per una maggior accuratezza la misura deve essere molti-plicata per il fattore di correzione per la temperatura e la pressione.L’integrale del profilo della dose è calcolato moltiplicando la dose misurataper la lunghezza della camera. Infine questo ultimo valore diviso per lo spes-sore nominale dello strato è il CTDI100.

(5.2) mGy

dove:

R = Kerma in aria misurato (mGy) corretto per il fattore di correzio-ne per la temperatura e la pressione

cfE = fattore di calibrazione per la camera a ionizzazione a una appro-

priata energia (55 keV per misure in aria, 70 keV per misure in fantoccio)

L = lunghezza della camera a ionizzazione (100 mm)

n = numero di strati acquisiti simultaneamente

T = lo spessore nominale dello strato o l’ampiezza del gruppo di ri-velatori nel caso di TC multistrato

Il CTDI100 è misurato in mGy per un determinato valore di mAs oppure

può essere normalizzato, nCTDI100, e misurato in mGy/mAs.


Figura 5.1 Misura del CTDI [16]

Misure di dose in ariaPer una misura semplice dell’output del tubo si misura il CTDIaria con la

camera a ionizzazione allineata lungo l’asse del tomografo all’isocentro. Una variazione del CTDI può essere dovuta a una variazione della cor-

rente nel tubo, della tensione o dell’ampiezza della collimazione del fascio.Anche la dimensione della macchia focale, la variazione di energia e dell’e-missione del fascio dovuto alla differente filtrazione possono causare unavariazione del CTDI. Se tale misura viene eseguita per monitorare l’outputdel tubo, allora bisogna misurare come riferimento anche il profilo della dosedella singola sezione. A tal proposito è possibile usare i TLD oppure le pel-licole radiografiche, o ancora le pellicola Gafchromic .

Per il test di costanza, se non si ha a disposizione una camera a ionizza-zione dedicata, l’output può essere misurato con un’altra camera con geome-tria regolare e risposta sufficientemente uniforme.

Fantocci

Per le caratteristiche dei fantocci si rimanda alla sezione specifica (par.2.2)

Distribuzione di dose all’interno del fantoccio


La distribuzione di dose alla periferia del fantoccio non è generalmenteuniforme a causa di un possibile overscan introdotto anche in modalità assia-le per ridurre gli artefatti da movimento. Sono possibili anche effetti dovutialla salita della tensione al tubo all’inizio della scansione, o una riduzionedella dose nelle posizioni più basse a causa dell’attenuazione del lettino.Dalle misurazioni effettuate nelle posizioni previste dal fantoccio (ore 3, 6, 9e 12 ) è possibile trovare il punto in cui la dose è massima e stabilire unamedia rappresentativa. Talvolta tuttavia la posizione in cui la dose assume ilvalore massimo può variare nelle scansioni successive e pertanto è difficilevalutare la non uniformità di misura all’interno del fantoccio. La posizioneiniziale della scansione può essere scelta e fissata generalmente solo in moda-lità service. In modalità di scansione clinica, per esempio, l’irraggiamentopuò iniziare nella stessa posizione angolare ogni volta, in una o due dellequattro posizioni, oppure il tubo può iniziare a irraggiare in un punto arbitra-rio. In queste condizioni dovrebbe essere effettuata una sequenza di misura-zioni in una posizione periferica del fantoccio per determinare il range divalori ottenuti.

Durante l’installazione dell’apparecchiatura è necessario determinare laposizione di ogni eventuale sovraesposizione al fine di stabilire se è possibi-le evitare organi sensibili, come ad esempio gli occhi, quando si effettua unascansione in modalità assiale.

I valori di CTDI100 misurati in posizioni periferiche del fantoccio dellatesta sono spesso simili ai valori misurati al centro del fantoccio. Per il fan-toccio “corpo”, tuttavia, i valori alla periferia sono generalmente circa il dop-pio dei valori misurati al centro del fantoccio. Il rapporto esatto dipende dal-l’energia efficace del fascio a raggi X, dalla forma del fascio e dalla filtra-zione.

5.1.3 CTDI pesato (CTDIw)

I valori ottenuti al centro del fantoccio possono essere combinati con i valo-ri alla periferia in modo tale da ottenere un valor medio pesato.

(5.3)

dove CTDI100,centro e CTDI100,periferia sono misurati al centro e alla perife-ria del fantoccio rispettivamente. Il valore alla periferia è una media di alme-no quattro misure intorno al fantoccio.

Il CTDIw in fantoccio è definito nel documento della Comunità Europea“Quality Criteria and Reference Doses in CT” [24] ; tale indice è espresso intermini di dose assorbita in aria.


Gli standard di sicurezza raccomandano che il CTDIw sia indicato sullaconsolle del tomografo per dare all’operatore un’indicazione, seppureapprossimata, della dose al paziente.

Il CTDIw, così definito, non prevede nessuna correzione per il valore delpitch utilizzato nella scansione spirale; nella recente edizione dell’IEC suglistandard di sicurezza in TC [17] si utilizza un nuovo indice (CTDIvol) cioè ilCTDIw corretto per il pitch (vedi par.5.1.4). Attualmente coesistono sulleapparecchiature in commercio le due grandezze CTDIw e CTDIvol, e ciò puòessere potenzialmente fuorviante. È quindi estremamente importante che l’e-sperto in fisica medica esegua dei test che verifichino l’accuratezza degliindici di dose visualizzati sulla consolle dell’apparecchiatura tomografica.

5.1.4 CTDIvol (CTDIW mediato lungo asse z)

Il CTDI è un valore calcolato da misure effettuate utilizzando una singolascansione. Per strati contigui o per pitch uguale a uno, questo rappresentadirettamente la dose media lungo la lunghezza esaminata. Tuttavia, per stra-ti non contigui o per pitch diversi da uno, deve essere applicato un fattore dicorrezione lungo l’asse z.

Al CTDIw viene applicato il fattore di correzione lungo l’asse z e il valo-re risultante rappresenta la dose media nel volume esaminato. Questo CTDIwcorretto, può essere indicato come CTDIvol, che indica una dose mediata sulvolume.

(5.4) CTDIvol = CTDIw × PF (modalità assiale)

(5.5) CTDIvol = CTDIw/pitch (modalità spirale)

PF è il packing factor che mette in relazione il movimento del tavolo conlo spessore dello strato in modalità assiale. In modalità spirale la relazioneequivalente è data dall’inverso del pitch. PF e pitch sono così definiti:

(5.6) PF =n × T

PF =1

CI pitchDove:n = numero di strati acquisiti simultaneamente

T = spessore nominale dello strato o estensione del gruppo di rivela-tori nel caso di TC multistrato

CI = distanza percorsa dal lettino per ogni rotazione del tubo

Il CTDIvol è equivalente al MSAD descritto nel prossimo paragrafo.


5.2 MSAD (Multiple scan average dose)


La dose media lungo l’asse z, nello strato centrale di una serie di N strati,quando si è impostato un incremento costante I tra strati successivi, è notacome MSAD.

La MSAD è misurata al centro di una serie di scansioni sequenziali con undato incremento del lettino, di solito uguale all’ampiezza nominale irradiataspecificata dal costruttore. Dopo un numero di scansioni consecutive la dosemedia al centro delle serie raggiunge il valore massimo. Questo perché ladose nella regione centrale della scansione subisce anche il contributo delle“code” delle scansioni confinanti. La definizione è data dalla seguente equa-zione:

(5.7)

Dove CI è l’incremento del lettino, D(z) è il profilo della dose risultantedall’intera serie di scansioni e l’origine dell’asse z è al centro della serie.

Benché la MSAD sia definita per scansioni assiali, può essere utilizzataanche nel caso di scansioni in modalità spirale e CI diventa il movimento del

lettino per ognirotazione del tu-bo. È da tener presen-te tuttavia che taleindice dosimetricorisulta ormai esse-re sostanzialmentesuperato e le valu-tazioni di dosevengono riportateper lo più in ter-mini di CTDI.

Figura 5.2 Relazione tra CTDI e MSAD[16]


5.2.2 Relazione tra CTDI e MSAD

La MSAD risulta essere uguale al CTDI nel caso in cui l’incremento dellettino sia uguale allo spessore nominale dello strato irradiato e la lunghezzadella scansione coincida con i limiti di integrazione del CTDI; ciò è eviden-ziato nella figura 5.2. La dose media al centro della serie di strati (MSAD) ècomposta dalla dose media della fetta centrale (ampiezza a metà altezza delprofilo della dose) più il contributo di dose dovuto alle code degli strati adia-centi. L’integrale del profilo della dose del singolo strato include anche lecode del profilo della dose e questo viene quindi mediato sullo spessorenominale dello strato per il calcolo del CTDI. Nelle situazioni in cui il movi-mento del lettino non è lo stesso dello spessore nominale dello strato irradia-to, la MSAD è uguale al CTDIvol.

5.3 Modalità spirale

Il CTDI è una misura definita per scansioni effettuate in modalità assialepertanto non può essere strettamente applicata alla scansioni in spirale.Tuttavia è possibile, tramite il confronto tra misura in assiale e misura in spi-rale, ricavare un fattore correttivo per passare dal CTDIassiale al“CTDIspirale”.

Fattore di correzione per singola rotazione

La determinazione del fattore di correzione permette di stabilire l’entità diextra irraggiamento (overscan) dovuto a una scansione spirale; il fattore cor-rettivo può, inoltre, essere utilizzato per il calcolo accurato del Prodotto Doseper Lunghezza, DLP (Dose Length Product) (par. 5.4) per l’irraggiamento inmodalità spirale. Per calcolare il fattore di correzione le valutazioni dosime-triche devono essere eseguite su due scansioni dell’intera lunghezza dellacamera a ionizzazione: una scansione assiale a strati contigui e una spiralecon pitch unitario. Il rapporto tra le due letture sarà equivalente al rapportotra modalità assiale e spirale per una rotazione del tubo.


Figura 5.3 Confronto tra misure di dose in spirale e assiale [16]


5.3.1 TC multistrato

La definizione del CTDI rimane valida anche nel caso di TC multistrato,dove il parametro n (Eq.5.1) rappresenta il numero di strati irradiati simulta-neamente.

Il fattore di correzione per la scansione spirale può essere ottenuto comedescritto per la TC a singolo strato. Tuttavia in alcune TC multistrato non èsempre possibile lavorare a pitch 1. Sarà quindi necessario effettuare la scan-sione a un pitch differente e quindi correggere il risultato.


La dose dipende da tutti quei parametri che agiscono sulla fluenza di foto-ni in uscita che è generalmente proporzionale a: tensione, corrente nel tubo,tempo di scansione e spessore dello strato. In fantocci di PMMA, ad esem-pio, la dose aumenta approssimativamente del 40% passando da 120 kV a140 kV a parità di corrente anodica.

Talvolta vengono utilizzati filtri diversi per la modulazione del fascio,come per le scansioni della testa e del corpo; talvolta possono essere ancheintrodotti dei filtri piatti per alcuni tipi particolari di esami come quelli pedia-trici o per fluoroscopia e ciò modifica i valori della dose. La misura all’iso-centro del CTDI100 in aria può non mostrare tali differenze essendo lo spes-

sore della sezione al centro invariata. Qualora si volesse caratterizzare l’ef-fetto sulla dose della forma del filtro è possibile effettuare un’ulteriore misu-ra della dose in aria libera eseguita fuori asse, con la camera spostata lateral-mente di 10 cm. La misura di dose in questo punto è dovuta al fascio RX cheattraversa diversi spessori del filtro e quindi risente dell’effetto integrale delfiltro sagomatore. Alcuni tomografi recenti hanno distanze fuoco asse di rota-zione variabili, implementati con differenti campi di vista, e questo influen-za la dose. Anche la dimensione del fuoco può influenzare leggermente ladose in modo particolare per spessori sottili.

Mentre il numero di fotoni aumenta all’aumentare dello spessore irradia-to, la dose media, data dal CTDI, è generalmente costante poiché lo spesso-re nominale è incorporato nella definizione del CTDI. Quando si effettuanomisure di CTDI in tomografi a singolo strato, i valori di CTDI100 sono

costanti con lo spessore dello strato per gli strati più ampi. Tuttavia, per spes-sori più sottili, come per 2 o 1 mm, i valori risultano più alti in alcuni tomo-grafi, in quanto lo spessore effettivamente irradiato è maggiore dello spesso-

re della strato nell’immagine (post collimazione).

In un tomografo multistrato l’ampiezza del fascio utilizzato è maggiore diquella che è richiesta in un tomografo a singolo strato in modo da assicurareche tutti i rivelatori siano uniformemente irraggiati (overbeam). Questa ègeneralmente una quantità fissata e di conseguenza la porzione che riceve unirraggiamento “extra” diventa più grande per collimazioni più strette. IlCTDI100 aumenta quindi gradualmente al diminuire della collimazione. Taleaumento diventa significativo per collimazioni inferiori ai 10 mm.

Sia per i tomografi multistrato che per quelli a singolo strato, il rapportotra CTDI100 per differenti spessori dello strato tende ad essere simile se misu-

rato in aria o in fantoccio nonostante in fantoccio ci sia una maggior quantitàdi radiazione diffusa. Tali rapporti possono essere meno sovrapponibili nellaTCMS all’aumentare dello spessore irradiato per l’aumento della radiazionediffusa al di fuori della camera a ionizzazione.

5.3.3 Commenti

Il documento IPEM 91 [34] raccomanda la misura del CTDI in aria per leprove di costanza.

Il documento Europeo “European Guidelines on Quality Criteria forComputed Tomography” [24] utilizza invece il CTDIw, cioè un indice pesatodi dose assorbita in aria a partire da misure in fantoccio di PMMA, in quan-to più vicino alla dose assorbita dal paziente. Tale valore non include la cor-rezione per il pitch. Poiché il CTDIw viene utilizzato per il calcolo del DLP,allora l’influenza del pitch sarà inclusa in tale valutazione.

Anche il documento IEC [30] utilizza come standard dosimetrico ilCTDIw. Inoltre lo standard di sicurezza richiede che il CTDIw sia indicatosulla consolle del tomografo. Nella ultima edizione delle Norme IEC [41],tuttavia, lo standard prevede che il CTDIw sia corretto per il pitch e che siaquesto valore ad essere indicato sulla consolle (CTDIvol).

Indicare il CTDIw corretto per il pitch risulta tuttavia in conflitto con ladefinizione riportata nel documento della Commissione Europea .

Pertanto il calcolo del DLP, a partire dal valore di CTDIw visualizzato allaconsolle utilizzando la definizione della CE, risulterebbe errato poiché ilpitch verrebbe conteggiato due volte.

È quindi fondamentale che l’esperto in fisica medica, come già detto,effettui dei test di controllo che verifichino non solo la correttezza del valoreche compare sulla consolle, ma anche se questo sia o meno corretto per ilpitch.


5.3.4 Strumentazione utilizzata

Per le misure di dose si utilizzano una camera a ionizzazione a stilo (10cm), un elettrometro e i fantocci dedicati in PMMA con diametri da 32 cm e16 cm. Nel caso di utilizzo di dosimetri a termoluminescenza, i TLD100 alfluoruro di Litio, opportunamente calibrati, sono tra i più indicati.

La dose di radiazione è direttamente dipendente dalle dimensioni e dallacomposizione del fantoccio.

5.4 Prodotto dose lunghezza (DLP)Il DLP fornisce informazioni sull’esposizione totale nel caso di un esame

TC completo; rappresenta il prodotto della dose media moltiplicata per lalunghezza della scansione. Può essere calcolato in diversi modi, utilizzandoil CTDIw e i parametri di scansione come il numero di strati, la lunghezzadella scansione e il pitch, o il tempo totale della scansione. Tuttavia, la rela-zione, fornita dalle Linee Guida Europee sui criteri di qualità dell’immaginee dosi di riferimento in TC, rappresenta il metodo standard. L’utilizzo deltempo totale di irraggiamento permette di non utilizzare il pitch in modalitàspirale.

Le definizioni della CE sono state concepite per tomografi a singolo stra-to, tuttavia esse possono essere adattate anche a tomografi multistrato comescritto sotto. Per le scansioni sequenziali la definizione può esser applicatadirettamente:

(5.8) DLP = nCTDIw × C × N × T scansione sequenziale

Dove:

nCTDIw = CTDI normalizzato e pesato (mGy/mAs)

C = esposizione radiografica per singolo strato (mAs)N = numero totale di strati acquisiti

T = spessore nominale dello strato o del gruppo di rivelatoriin un tomografo multistrato

La definizione spirale può essere applicata anche ai tomografi multistratoestendendo la definizione del T all’ampiezza totale dei rivelatori attivi duran-te l’acquisizione (n × T):

(5.9) DLP = nCTDIw × A × t × n × T scansione spirale


Dove:

nCTDIw = CTDI normalizzato e pesato (mGy/mAs)

A = corrente del tubo (mA)t = tempo si scansione del volume

n = numero di strati acquisiti simultaneamente

T = spessore nominale dello strato o del gruppo di rivelatori inun tomografo multistrato

Il prodotto (n × T) è l’ampiezza totale dei rivelatori utilizzati con un tomo-grafo multistrato ed è equivalente all’ampiezza nominale del fascio.

5.5 Nuove definizioni – ICRU 74

La pubblicazione n.74 dell’ICRU “Patient Dosimetry for X Rays used inMedical Imaging” del 2005 [50] definisce in modo sistematico e armonizza-to tutte le grandezze dosimetriche utili e collegate alla dosimetria del pazien-te per tutte le applicazioni dei raggi X nell’imaging medico. Nel caso dellaTC questa revisione riguarda la definizione di CTDI e DLP sia in aria che infantoccio.

La pubblicazione richiama il lettore alla differenza tra kerma in aria e doseassorbita, partendo dalle seguenti considerazioni: la produzione diBremsstrahlung per le energie di fotoni utilizzate nell’imaging medico è tra-scurabile in mezzi a basso numero Z (10-3 o 10-4), come i tessuti corporei .L’equilibrio elettronico è raggiunto immediatamente nei tessuti a basso Zperché il range degli elettroni secondari è molto inferiore al libero camminomedio dei fotoni RX. Quando sono verificate queste due condizioni, il kermain aria e la dose in aria risultano numericamente uguali. Nell’imaging medi-co questa condizione è verificata sempre, a meno delle interfacce tra mezzi adensità molto diversa.

In definitiva, poiché la grandezza che si misura nell’imaging medico è ilkerma in aria ed è a questa grandezza che si riferiscono le condizioni di tara-tura, per evitare ambiguità è giusto riferirsi sempre a questa grandezza.

Nel caso in cui non sia stabilito l’equilibrio elettronico, la differenza tra ledue grandezze può essere più importante (20%-35%) e risulta più appro-priato utilizzare il kerma in aria piuttosto che la dose assorbita in aria.

Nel caso della TC, questo significa modificare le definizioni di ComputedTomography Dose Index in Computed Tomography air-Kerma Index:

(5.10)


dove K(z) è il profilo del kerma in aria lungo l’asse z.

Questa definizione è valida sia per le misure in aria libera, sia per le misu-re in fantoccio. Nel secondo caso, K(z) sarà il kerma in aria misurato dentrola cavità del fantoccio.

A partire dalla definizione 5.10 risulta necessario modificare di conse-guenza anche le grandezze derivate come il CTDIw, il CTDIvol e il DLP.

Nonostante questa importante revisione delle definizioni e della simbolo-gia, occorre rilevare che la pubblicazione ICRU 74 non modifica le modalitàoperative di misura, che pertanto rimangono invariate e non si pongono pro-blemi pratici di ridefinire le misure di dose già implementate o sostituire lastrumentazione in uso.


6 DOSIMETRIA DEL PAZIENTE

Le misure dosimetriche effettuate nei test di accettazione e di costanzapossono essere utilizzate per confronti dosimetrici o per calcoli della doseefficace.

6.1 Confronti dosimetrici

Il CTDI100 è generalmente utilizzato per effettuare confronti tra tomogra-fi e protocolli differenti. Viene misurato utilizzando i fantocci standard e per-tanto in tale misurazione viene inclusa la radiazione diffusa, e l’energia effi-cace del fascio è più vicina a quella trovata nel paziente rispetto alle misura-zioni effettuate in aria. Il CTDIw combina le misure di dose (CTDI100) alcentro e alla periferia del fantoccio in un unico valore.

6.1.1 Confronto tra tomografi

Per confrontare tomografi di differenti modelli, il CTDIw è misurato inciascun tomografo usando spessori dello strato, kV e mAs tipici. Il nCTDIwnormalizzato (mGy/mAs) non dovrebbe essere utilizzato per confrontaretomografi differenti perché spesso la differenza del valore di nCTDIw è giu-stificata da differenze nelle distanze fuoco-isocentro, fuoco rivelatore e fil-trazione del fascio.

6.1.2 Confronto tra protocolli

Il confronto tra generici protocolli senza la variabile della lunghezzaacquisita può essere effettuato valutando la dose relativa.

Il CTDIw è misurato utilizzando valori di spessore dello strato, kV e mAstipici di un determinato protocollo. Il CTDI è generalmente lineare con i mAse, per tomografi a singolo strato è costante con lo spessore dello strato eccet-to che per strati sottili. Per tomografi multistrato il CTDIw cresce al diminui-re dello spessore dello strato. Per completezza devono essere misurati anchegli effetti della filtrazione e dei kV.

L’effetto dell’incremento del lettino e del pitch può essere incluso median-do il CTDIw lungo l’asse z in modo tale da ottenere il CTDI mediato lungol’asse z o corretto per il pitch (CTDIvol).

6.1.3 Confronto tra rischi

Utilizzando la lunghezza totale acquisita, si può calcolare il DLP come pro-dotto dose (CTDIw) × lunghezza, che può essere impiegato per confrontare il

rischio da radiazione per il paziente per esami specifici .


È importante utilizzare il CTDIw senza alcuna correzione per il pitch, poichéla definizione di DLP data nella Sezione 5.4 utilizza il tempo totale di irrag-giamento che tiene già conto del pitch utilizzato nell’acquisizione spirale.

6.2 Dose superficiale e agli organi

La dose superficiale e agli organi può essere misurata utilizzando una seriedi TLD al fine di ottenere la MSAD come descritto nella sezione 5.3. La dosesuperficiale nel caso di un paziente o di un fantoccio può essere misurata inquesto modo con TLD incapsulati in un idoneo contenitore. Per coprire levariazioni del profilo della MSAD e per fornire un valore medio corretto deveessere posizionato lungo l’asse z un numero sufficiente di TLD.

In alternativa può essere utilizzata anche una camera a ionizzazione inmodo tale che venga irradiata l’intera lunghezza della camera.

La stima della dose agli organi interni può essere ottenuta utilizzando unfantoccio adatto come per esempio il fantoccio Alderson Rando.

6.3 Dose Efficace

Quando è richiesto il calcolo della dose efficace, possono essere utilizzatii dati riportati dall’NRPB, insieme ai valori di CTDI100 misurati in aria.

Questi dati sono stati ottenuti utilizzando calcoli Monte Carlo sull’intera-zione dei raggi X in un fantoccio matematico ermafrodito, utilizzando infor-mazioni sullo spettro del fascio e la filtrazione fornite dal costruttore; sonoutilizzati per calcolare la dose agli organi e la dose efficace per tomografispecifici e parametri specifici. Inoltre, poiché i dati sono ottenuti a partire daun fantoccio ermafrodito di una fissata dimensione, questi possono essere uti-lizzati solo per una valutazione approssimativa della dose agli organi e dalladose efficace per ciascun paziente.

Tali dati possono essere modificati utilizzando programmi software anche“realizzati in casa”, o ottenuti commercialmente come elencato nella tabella6.1. I dati di dose agli organi sono normalizzati alla dose in aria valutata all’i-socentro. Una misura di CTDI in aria per un dato tomografo pertanto è fon-damentale per il calcolo della dose agli organi .


CT-Dose Baadegaard N, Jensen LC (1999) A CT dose calculationsoftware “CT-Dose”. National Board of Health, AarhusUniversity Hospital, Denmark.

NRPB Jones DG, Shrimpton PC (1993) Normalized organ dosesfor X-Ray computed Tomography calculated using MonteCarlo techniques. NRPB-SR250.

Windose Kalender WA, Schmidt B, Zankl M, Schmidt M (1999) APC program for estimating organ dose and effective dosevalues in computed tomography. Eur Radiol. 9:555-562.

CT-EXPO Brix G et al. Assessment of a theoretical formalism fordose estimation in CT: an anthropomorphic phantom study.Eur Radiol. 14(7):1275-84.

CTDosimetry N. Keat, ImPACT, UK,http://www.impactscan.org/ctdosimetry.htm

eXpoDOSE N.A. Gkanatsios and W Huda, http://www.exodose.com

(Nuclear Associates)

P-Dose/ Evaluation of Organ Doses for CT examination,CT Module CyberQual SRL Gorizia, Italy


Tabella 6.1 Alcuni software basati su simulazioni Montecarlo per il calcolo della dose efficace e agli organi.

7 IL PARAMETRO Q

Il rumore, la risoluzione spaziale e lo spessore dello strato sono parametriche descrivono la “quantità” di informazioni che si possono ottenere daun’immagine. La dose può essere considerata come il “costo” che si devepagare per ottenere tali informazioni; non ha significato riferirsi ad una soladi queste grandezze senza collegarsi anche alle altre [3, 23, 26, 27]

Il parametro Q, introdotto da Impact (MDA – Department of Health –UK), è un indice sintetico della qualità dell’immagine e della dose che rias-sume in un solo numero informazioni riguardanti il rumore, la risoluzionespaziale, lo spessore dello strato e la dose. È definito come:

(7.1)

dove:

σ è il rumore dell’immagine; fav è un indice della risoluzione spaziale ed èdato da (MTF50%+MTF10%)/2, dove MTF50% e MTF10% sono le frequenzespaziali corrispondenti al 50% e al 10% della curva MTF, espressi in coppiedi linee per cm; z è lo spessore dello strato.

Il valore Q è inversamente proporzionale alla dose, allo spessore dellostrato e al rumore mentre è direttamente proporzionale alla risoluzione spa-ziale. Un’acquisizione che presenti un buon bilancio di questi parametri saràcaratterizzata da un valore alto di Q che quindi esprime un buon compro-messo dose-qualità immagine.

La 7.1 deriva dalla seguente relazione di proporzionalità:

(7.2) σ2 ∝ƒ3

zD

Il rumore è infatti legato al numero di fotoni N da una proporzionalitàinversa:

(7.3) σ2 ∝1

N

e il numero di fotoni N è a sua volta proporzionale allo spessore dello stratoe ai mAs (quindi alla dose):

(7.4) σ2 ∝1

zD

La (7.1) presuppone che tra rumore e risoluzione spaziale esista una rela-zione del tipo [28](7.5) σ2 ∝ ƒ3


In realtà la (7.5) non è valida per i tomografi e i filtri di convoluzione cor-rentemente utilizzati, e deve essere determinata sperimentalmente per ognitomografo, misurando il rumore dell’immagine e la risoluzione spaziale perdiversi filtri di convoluzione, mantenendo costante la dose e lo spessore dellostrato.

I valori sperimentali a disposizione mostrano che l’andamento è di tipoesponenziale e che l’esponente è generalmente compreso tra 4 e 5 ed è dif-ferente tra filtri Body e Head.

Il significato e l’utilizzo di questo parametro non è immediato. La sua uti-lità nel processo di ottimizzazione dei protocolli clinici non è semplice inquanto il parametro tende ad elidere le dipendenze dagli indicatori di qualità(rumore, risoluzione spaziale) rispetto alla dose fino ad arrivare ad un indicedi “qualità intrinseca” più utile forse per i confronti tra apparecchiature.


8. VERIFICHE DI ACCURATEZZA MECCANICA

8.1. Introduzione

I controlli di accuratezza meccanica permettono di verificare il correttoposizionamento del paziente sottoposto a un’indagine tomografica.

I dispositivi che devono essere controllati sono: le luci di posizionamentodel paziente, il movimento lettino portapaziente e il gantry.

Le modalità di misura, l’accuratezza e i limiti di accettabilità dipendonodalle finalità di impiego del tomografo computerizzato; per i tomografi com-puterizzati utilizzati per produrre immagini utilizzate per il calcolo dei pianidi trattamento l’accuratezza dei dispositivi di posizionamento è più critica.

8.2 Tomografi computerizzati per impiego diagnostico

Si riportano le verifiche di accuratezza meccanica suggerite dal documen-to “ImPACT CT Scanner Acceptance test” [29] da eseguire in fase di accetta-zione di una apparecchiatura per tomografia computerizzata.

Coincidenza della luce interna del gantry e luce di posizionamento ester-na del gantry

Coincidenza della luce interna del gantry con il piano di scansione

Accuratezza delle luci nel piano sagittale e coronale per la determinazio-ne dell’isocentro del gantry

Accuratezza degli indicatori di posizione del gantry

Accuratezza dell’intervallo di acquisizione in modalità assiale

Accuratezza dello spostamento del lettino in modalità spirale

Accuratezza dell’angolo di inclinazione del gantry

Tutti i controlli sono di facile e rapida esecuzione. I dispositivi di provanecessari sono: un righello, un ago o la punta di una penna, dei reperi metal-lici e una pellicola a bassa sensibilità.

Per le prove di costanza sui dispositivi di posizionamento del paziente sisuggerisce di adottare le indicazioni fornite dalla norma CEI 62-59 [30],mentre per le prove di accettazione la norma CEI 62-135 [38].

8.3 Tomografi computerizzati per impiego in ambito radioterapico

I tomografi computerizzati utilizzati per produrre immagini utilizzate peril calcolo dei piani di trattamento radioterapico sono generalmente dotati di



laser esterni, fissi o mobili, utilizzati per la marcatura del paziente. In questocaso è necessario verificare in fase di accettazione e periodicamente anchel’allineamento dei laser esterni e la distanza tra i laser esterni e i laser delgantry.

I dispositivi di misura utilizzabili per queste prove sono i medesimi fan-tocci impiegati per le verifiche di allineamento dei laser dei sistemi di simu-lazione e delle apparecchiature per teleradioterapia.

La periodicità dei controlli e le tolleranze dei parametri di misura dovreb-bero essere uguali a quelli utilizzati sulle apparecchiature per terapia.

Il documento “Quality assurance for Computed-Tomography simulatorsand the computed tomography simulation process: Report of the AAPMRadiation Theraphy Committee Task Group n° 66“ [31] fornisce indicazionimetodologiche, periodicità e tolleranza applicabile ai tomografi computeriz-zati impiegati per uso radioterapico.

9 RICOSTRUZIONI MULTIPLANARI E 3-DIMENSIONALI

I tomografi non sono solo utilizzati per ricostruire strati transassiali. Il setdi dati acquisiti può essere utilizzato per ricostruire l’immagine in altri pianicosì come per ricostruire immagini di volume. Gli standard di rappresenta-zione dei dati acquisiti sono ad esempio le MPR (ricostruzioni multiplanare),o le ricostruzioni 3-dimensionali di superficie o di volume rendering; le rico-struzioni effettuate possono poi essere rappresentate in termini di MIP (proie-zioni di massima intensità) oppure MinP (proiezioni di minima intensità).Nella letteratura c’è scarsa informazione circa le procedure di verifica di que-ste immagini; qui di seguito si fa qualche commento sulla ricostruzioneMPR. Un aspetto importante della valutazione di immagini non transassialiche dovrebbe essere considerato è l’accuratezza delle dimensioni (scala) inparticolare per le applicazioni radioterapiche o chirurgiche.

Per la risoluzione spaziale di una MPR si faccia riferimento a quanto dettonel capitolo relativo alla risoluzione spaziale (par.3.2).

Per valutare l’accuratezza della scala è sufficiente avere un oggetto didimensioni note lungo ciascuno dei piani ricostruiti. In alternativa si può uti-lizzare un oggetto con dei reperi parzialmente radiopachi che permetta divalutare le distanze almeno lungo i 3 piani. Si possono acquisire scansioniassiali anche se è preferibile effettuare acquisizioni spirali poiché sono le piùutilizzate nella pratica clinica per la ricostruzione clinica multiplanare o 3-dimensionale. Le immagini assiali ricostruite a partire dall’acquisizione spi-rale è bene che abbiano un passo di ricostruzione inferiore a 1 per rotazione(strati sovrapporsti) per verificare la corretta riformattazione delle immagini(si sono riscontrati errori quando strati sovrapposti vengono trattati dall’ela-borazione MPR come strati non sovrapposti dando luogo a ricostruzionicoronali allungate).

Si utilizza quindi il software di misura del tomografo per verificare ledimensioni riprodotte su ciascun piano ricostruito.

Il controllo di qualità del software eseguito dal costruttore dovrebbe esse-re adeguato, tuttavia sembra opportuno rivalutare queste misure dopo ogniaggiornamento o dopo l’installazione di nuovi pacchetti di ricostruzione. Ipacchetti potrebbero essere installati separatamente o solo per il tomografo eper la stazione di lavoro. Se installati su entrambi è possibile che venganoinstallate due diverse versioni, cosa che va tenuta in considerazione. Comegià discusso, il livello del controllo deve riflettere la significatività e l’accu-ratezza richieste dall’applicazione in esame.


Appendice I

Riferimenti relativi ai fantocci, camere a ionizzazione e software

Fantocci per QACatphan Phantom(CTP): The Phantom Laboratory, USA

RMI Phantom: Gammex-RMI (Radiation Measurement Incorporated) Ltd

AAPM Phantom: Nuclear Associates, CIRS o Capintec

CIRS Computed Tomography Imaging Reference Systems

QRM: Quality Assurance for Radiology and Medicine

Fantocci per Densità elettronica RMI Electron Density Phantom: Gammex-RMI (Radiation MeasurementsIncorporated) Ltd

QRM : Bone Equivalent Synthetic Material for calibration

CIRS Electron Density Phantom Model 62

Camere a ionizzazione tipo “pencil”Radcal Corporation (MDH)

Capintec Inc.

Vertec Scientific Ltd

PTW Freiburg

Scanditronix Wellhofer Dosimetry

RTI Electronics AB

Fantocci per la misura del CTDI in PMMA (perspex)Capintec Inc.

Scanditronix Wellhofer Dosimetry (fantocci di materiale tessuto equiva-lente)

QRM

Dati e software sulla doseNormalised Oragn Doses for X-ray Computed Tomography Calculatedusing Monte Carlo Techniques. NRPB-SR250. National RadiationProtection Board, UK

CTDOSE: John Leheron, National Radiation Laboratory, Christchurch,New Zeland


P-Dose/CT Module. Evaluation of Organ Doses for CT Examinations.CyberQual S.R.L. Gorizia, Italia

CTDosimetry.xls: N Keat, ImPACT, UK,http://www.impactscan.org/ctdosimetry.htm

WinDose: Scanditronix Wellhofer, http://www.wellhofer.com

CT-Expo v 1.0: G. Stamm and H.D. Nagel,http://www.tuev-nord.de/downloads/Leaflet_CT-expo.pdf

CT-Dose calculation program: N. Baadegaard & L.C. Jensen,http://www.mta.au.dk/ctdose

EXoDOSE: N.A. Gkanatsios and W. Huda, http://www.exodose.com

Indirizzi dei costruttori e dei fornitoriCapintec Inc., 6 Arrow Road, Ramsey, New Jersey, USA 07456

CIRS Computed Tomography Imaging Reference Systems, Inc., 2428Almeda Avenue, Suite 212, Norfolk, Virginia 23513, USA. http://www.cirsinc.com

CyberQual S.R.L. Gorizia, Italia

Gammex-RMI (Radiation Measurements Incorporated) Ltd, KarlsruheHouse, Queens Bridge Road, Nottingham NG2 1NB http://www.gammex.com

ISP International Specialty Products 1361 Alps Road, Wayne, NJ 07470http://www.ispcorp.com

National Radiation Protection Board, Chilton, Didcot, Oxon OX11 0RQ

National Radiation Laboratory, PO Box 25099, Christchurch, New Zealand

Nuclear Associates, 120 Andrews Road , Hickville, NY 11801

Quados, Unit 8, Lakeside Business Park, Swan Lane, Sandhurst GU47 9DU

PTW-Freiburg Lörracher Strasse 7, D-79115 Freiburg, Germany

QRM- Dorsfstr. No.4, D -91096 Mohrendorf, Germany; http://ww.qrm.de

Radcal Corporation (MDH), 426 West Duarte Road, Monrovia, CA91016-4591

Scanditronix Wellhofer dosimetry, http://www.scxmedical.se,http://www.wellhofer.com

The Phantom Laboratory, Post Office Box 511, Salem, New York, 12865-0511 http://www.phantomlab.com

Vertec Scientific Ltd, 5 Comet House, Calleva Park, Aldermaston, readingRG7 8JARTI Electronics AB Goteborgsvagen 97/50 SE-431 37 Molndal Sweden



Schema dei principali fantocci per QA

Fig I.1: schema GAMMEX 464 (fantoccio utilizzato per l’accreditamento ACRT in USA) [42]

Fig I.2: SCHEMA CATPHAN 500 E600 [35]

Fantocci che soddisfano le linee guida AAPM Report n.1 e “PerformanceEvaluation and QC of CT Scanners”, Report n.39 “Specification andAcceptance Testing of Computed Tomography Scanners”


Fig I.3: CIRSINC Modello 610 [36]

Fig I.4: CAPINTEC (0695-0105) [45]

Fig I.5: Nuclear Associates 76-410-4130 [44]


Appendice II

TC-PET

Introduzione

La TC è una modalità di imaging tridimensionale che fornisce immaginianatomiche con risoluzione sub-millimetrica. La PET (tomografia a emissio-ne di positroni) produce immagini 3D che riflettono informazioni fisiologi-che in quanto mostrano la captazione di radiofarmaci emittenti positroniiniettati nel paziente. I tomografi TC/PET combinano queste due modalitàdi imaging, consentendo di ottenere in un’unica sessione sia immagini ana-tomiche che immagini funzionali.

Tomografi TC/PET

I sistemi TC/PET attualmente disponibili sul mercato sono costituiti da inun unico gantry con i sistemi PET e TC adiacenti l’uno all’altro. In alcunisistemi viene utilizzata un’unica “cuffia” per i due gantry, in altri i gantryhanno “cuffie” separate posizionate una vicino all’altra.

I sistemi TC sono generalmente quelli già disponibili sul mercato come siste-mi separati, con le stesse caratteristiche di qualità dell’immagine e di dose. Il paziente solitamente viene sottoposto a una scansione TC nella prima partedell’esame (figura II.1a), successivamente il lettino viene fatto avanzare nelgantry per eseguire la scansione PET (figura II.1b).

Figura II.1: sistema TC/PET [32]


Registrazione di immagini TC/PETLe immagini PET contengono pochi dettagli anatomici e vengono spesso

analizzate insieme ad immagini TC per aiutarsi nella localizzazione di areedi captazione del tracciante. Nel passato, le immagini PET e TC venivanoacquisite separatamente, e il paziente doveva spostarsi da un tomografoall’altro. Erano disponibili stazioni di lavoro per registrare le immagini PETe TC utilizzando reperi anatomici per tenere conto del diverso posiziona-mento del paziente nelle due scansioni; tali reperi dovevano essere costituitidi un materiale visibile sulle immagini in entrambe le modalità. Questa tec-nica era appropriata soprattutto per regioni corporee immobili, come adesempio l’encefalo. Gli organi in altre regioni anatomiche (es: addome) sonomobili, e cambiano quindi posizione nelle due acquisizioni. Questo rendevail processo di registrazione di immagini più difficoltoso e quindi meno accu-rato.

Con l’avvento di sistemi TC/PET il problema della registrazione delleimmagini si è semplificato: gli esami PET e TC vengono acquisiti in sequen-za, senza che il paziente si sposti da un tomografo all’altro. Questo elimina iproblemi di registrazione delle immagini sopra citati. Una volta terminatol’esame TC, il lettino del paziente viene spostato nel gantry delle PET pereseguire il secondo esame. I due set di dati si possono considerare già regi-strati; bisogna solo tenere in considerazione la distanza tra le posizioni PETe TC.

Un altro problema legato alla registrazione è la flessione del lettino. Nellafigura II.2 è rappresentato un lettino normalmente utilizzato in TC. Manmano che il lettino avanza nel gantry, aumenta la frazione di peso del pazien-te sostenuta della parte del lettino che non è supportata dalla base; si ha cosìuna flessione del lettino man mano che lo stesso avanza nel gantry. Per unaregistrazione accurata è importante che il grado di flessione del lettino noncambi quando il paziente si sposta dalle posizioni di acquisizione TC e PET;questo provocherebbe problemi nella registrazione delle immagini, perchéquando il paziente si sposta dalla TC alla PET aumenta la flessione del letti-no e quindi la posizione del paziente durante l’esame PET è più bassa di quel-la durante l’esame TC. Questa differenza nella posizione verticale dipendedal peso del paziente.


Figura II.2: lettino per TC [32]

Per ridurre questo problema di flessione sono stati creati lettini speciali(figura II.3): il lettino è fissato a un piedistallo mobile e il sistema lettino-pie-distallo si muove dentro e fuori il gantry.

Quando il paziente è sdraiato sul lettino, questo avrà un certo grado diflessione, ma il grado di flessione rimane costante indipendentemente daquanto il lettino viene spostato nel gantry. Questo assicura che la posizioneverticale del paziente sia la stessa per le acquisizioni TC e PET.

Figura II.3: lettino per TC/PET [32]

Accuratezza di registrazione

È necessario verificare l’accuratezza della registrazione di immagini TC ePET; a questo scopo si utilizza un fantoccio contenente una distribuzione tri-dimensionale nota di oggetti, visibile sia in TC che in PET. Utilizzando ilsoftware di fusione in dotazione al sistema, si può eseguire la registrazionedelle immagini e verificare l’accuratezza.

Correzione per l’attenuazione

L’assorbimento e lo scattering dei fotoni a 511 keV porta a una diminu-zione del tasso di conteggio dei rivelatori: alcune aree dell’immagine PET


mostrano livelli di attività che sono inferiori al loro valore vero. Per correg-gere questo fenomeno si possono utilizzare delle mappe di attenuazione delpaziente. I sistemi PET tradizionali effettuano questa correzione utilizzandodelle sorgenti radioattive lineari che misurano l’attenuazione nel paziente.L’acquisizione di questi dati richiede parecchi minuti e fa aumentare consi-derevolmente la durata dell’intero esame. La deviazione standard dei valoridi questa mappa di attenuazione è elevata, e questo influisce sicuramente sul-l’accuratezza delle immagini PET corrette.

In un sistema TC/PET, le immagini TC sono utilizzate per generare lemappe di correzione per l’attenuazione da applicare alle immagini PET. Ivalori dei pixel dell’immagine TC (espressi in unità Hounsfiled, HU) sonoproporzionali al coefficiente di attenuazione del tessuto:

Queste mappe, confrontate con quelle ottenuto con sorgenti radioattive,sono più rapide da ottenere e hanno un rumore più basso; inoltre consentonodi ridurre la durata dell’esame del 30-40% e, conseguentemente, la probabi-lità di movimento del paziente.

Dipendenza dall’energia delle mappe di attenuazione

I dati TC sono raccolti utilizzando raggi X con un picco energetico di 120keV e un’energia media di circa 70 keV. I coefficienti di attenuazione dipen-

dono dall’energia,quindi le mappe diattenuazione ricavatedalla TC devono esse-re adattate prima diessere applicate elleimmagini PET (511keV). A tale scopo,uno dei metodi piùutilizzati consiste nelfornire una conversio-ne tra i nu-meri TC eil coefficiente di atte-nuazione PET utiliz-zando una scala bili-neare (fig. II.4)Figura II.4: coefficienti di attenuazione PET

in funzione dei numeri TC [32]


Dose

Nella maggior parte degli esami TC/PET la scansione TC può non esseredi qualità diagnostica, perché le immagini TC devono essere usate solo pergenerare le mappe di correzione per l’attenuazione. Di conseguenza, leimmagini TC possono avere qualità “bassa”, essere acquisite con fattori diesposizione bassi in modo da ridurre nella maggior misura possibile la doseal paziente. Solitamente nei sistemi TC/PET i tomografi TC lavorano con unacorrente nel tubo più bassa (circa la metà di quella usata in diagnostica), 70-80 mA. Questo può però causare artefatti.

La dose al paziente in seguito ad esami TC dipende dal protocollo utiliz-zato e dalla regione anatomica esaminata. Con i parametri di acquisizionecomunemente utilizzati in diagnostica, si hanno dosi efficaci di 1-3 mSv peresami del cranio; di 5-20 mSv per scansioni della regione addominale dipen-dentemente dall’estensione della regione analizzata. Se il tomografo vienefatto lavorare a una tensione più bassa, con correnti più basse (70-80 mA), ledosi si dimezzano. In ogni modo per esami total body, la scansione TC con-tribuisce significativamente alla dose al paziente.

La dose al paziente per la componente PET dell’esame è di circa 10 mSv.

Appendice III

PROTOCOLLO PROVA DI ACCETTAZIONE

IntroduzioneViene proposta in questa Appendice una traccia da seguire nella stesura di

un protocollo di misure per una prova di accettazione di un TomografoComputerizzata Multistrato: per le modalità operative si rimanda ovviamen-te alla descrizione dettagliata del testo. Questo schema tiene conto delle indi-cazioni della Norma CEI 62-135 [38] oltre che delle indicazioni fornite daaltri organismi scientifici internazionali [34] .

Esame a vista e prove di funzionamento • Dati di identificazione dell’apparecchiatura in tutte le sue parti e com-

ponenti• Verifica funzionale dell’apparecchiatura• Caratteristiche tecniche e specifiche delle prestazioni• Prova di funzionamento dei dispositivi di sicurezza• Presenza dei documenti di accompagnamento e delle istruzioni in lin-

gua italiana• Conformità all’articolo 8, comma 8, del D.Lgs 187/00• Classificazione del laser di allineamento• Esecuzione del protocollo proprietario con fantoccio proprietario

Alta Tensione e Filtrazione totale (opzionali)

Questi test possono essere eseguiti in collaborazione con i tecnici delladitta costruttrice.

• Accuratezza e precisione dell’alta tensione• Misura HVL con tubo fermo in modalità Head e Body

Qualità dell’immagineRumore

In acquisizione sia assiale che spirale e al variare del pitch

• Valutare il rumore per tutti gli strati acquisiti simultaneamente peralmeno una configurazione

• Impostare i protocolli clinici più comunemente utilizzati (almeno unprotocollo che preveda un filtro ad alta risoluzione e uno con filtro adalto contrasto)


Uniformità dei numeri TC

Acquisizione assiale

• Valutare l’uniformità al variare della tensione (almeno due valori ditensione) e dei filtri impiegati più frequentemente nell’utilizzo clinico(almeno un filtro ad alta risoluzione e uno ad alto contrasto)

• Valutare l’uniformità per tutti gli strati acquisiti simultaneamente peralmeno una configurazione

N. TC e linearità

Acquisizione assiale (se le immagini TC verranno usate anche per la pia-nificazione di trattamenti effettuare la misura anche in acquisizione spi-rale con i protocolli specifici)

• Valutare il parametro al variare della tensione per almeno una confi-gurazione significativa

Risoluzione spaziale


• Impostare i filtri impiegati più frequentemente nell’utilizzo clinico(almeno un filtro ad alta risoluzione e uno ad alto contrasto)

• Determinare la risoluzione limite

Risoluzione a basso contrasto

• Valutare il parametro per i protocolli clinici impiegati più frequente-mente (almeno un protocollo che preveda un filtro ad alta risoluzione euno con filtro ad alto contrasto)

Risoluzione spaziale lungo Z

• Valutare per almeno tre spessori ricostruiti significativi in almeno unaconfigurazione per almeno due incrementi di ricostruzione

Artefatti

Acquisizione spirale

• Valutare l’artefatto al variare della configurazione dei rivelatori e peruna tensione al variare del pitch


Caratteristiche dello strato

Spessore dello strato


• Valutare lo spessore dello strato al variare della configurazione dei rive-latori e per una tensione

• Se possibile, valutare per le configurazioni con il massimo numero distrati (eventualmente limitandosi alla misura degli strati più esterni e diuno centrale)

Acquisizione spirale (SSP)

• Valutare per almeno 3 spessori ricostruiti significativi in almeno unaconfigurazione

• Valutare la SSP al variare del pitch

Spessore irradiato

Acquisizione assiale• Valutare lo spessore irradiato al variare della configurazione dei rivela-

tori (se possibile valutare per tutte le configurazioni)

Efficienza geometrica

• Valutare l’efficienza geometrica al variare della configurazione deirivelatori (se possibile valutare per tutte le configurazioni)

Indici di doseCTDI in aria

• Valutare al variare della tensione per una collimazione • Valutare al variare della configurazione dei rivelatori per una tensione

(se possibile valutare per tutte le configurazioni)

CTDIw in fantoccio

• Verificare i valori forniti dalla Ditta o confrontare i valori ottenuti conaltri riportati nella letteratura (www.impactscan.org/download/ctdita-blesdownload.htm) al variare della configurazione dei rivelatori e alvariare della tensione

• Verificare la concordanza dei valori ottenuti rispetto ai i valori checompaiono a monitor sulla consolle di acquisizione (tolleranza +/-20%)



CTDIvol in spirale

• Valutare al variare del pitch

• Confrontare i valori in acquisizione spirale e assiale

Accuratezza meccanica e controlli geometrici

Per l’esecuzione di questi controlli dal punto di vista pratico si rimandaalla norma CEI 62-135 e al documento www.impactscan.org/download/acceptance-

testingdownload.htm mentre per i valori di riferimento alle specifiche delle Dittecostruttrici

• Gantry tilt

• Accuratezza del posizionamento del supporto del paziente

• Accuratezza del dispositivo di allineamento

• Verifica delle dimensioni del pixel

• Accuratezza delle misure di distanza

• Accuratezza dello scanogramma (scan plane SPR)

BIBLIOGRAFIA

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Report AIFM 4 (2007) Supplemento a ‘Fisica in Medicina’ n. 1-2/2007

Stampato nel mese di luglio 2007

Omicron Editrice - [email protected] - www.omicred.com

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