tomografia computerizzata: descrizione e misura dei

Transcription

TOMOGRAFIA
COMPUTERIZZATA:
DESCRIZIONE E MISURA
DEI PARAMETRI CARATTERISTICI
Traduzione, revisione e integrazione del documento:
“Measurement of the Performance Characteristics of
Diagnostic X-ray Systems used in Medicine”
Report N.32 IPEM - Part III: Computed Tomography
X-ray Scanners - (II edition - 2003)
Gruppo di lavoro
TC MULTISTRATO
N.4 (2007)
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
TC: DESCRIZIONE
1
INDICE
1 INTRODUZIONE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .pag.
1.1 Sistemi di rivelazione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
1.2 Metodi di ricostruzione lungo z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
1.3 Cone Beam . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
1.4 Metodi di riduzione della dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
1.4.1 Modulazione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
1.4.2 Modulazione angolare . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .“
2 FANTOCCI PER LA VALUTAZIONE
DELLE IMMAGINI TCMS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.1 Fantocci specifici per la qualità immagine . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.1.1 Fantocci per la valutazione di uniformità
del n. TC, n. TC dell’acqua e rumore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.1.2 Fantocci per la valutazione dello spessore dello strato . . . “
2.1.3 Fantocci per la valutazione dello Slice Sensitivity
Profile (SSP) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.1.4 Fantocci per la valutazione della risoluzione spaziale . . . . “
2.1.5 Fantocci per la valutazione della linearità dei numeri TC “
2.1.6 Fantocci per la valutazione della relazione fra densità
elettronica e n. TC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.1.7 Fantocci per la valutazione del basso contrasto . . . . . . . . . . . “
2.1.8 Artefatti (Cone Beam) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
2.2 Misure dosimetriche: strumentazione e fantocci . . . . . . . . . . . . . . . “
3 PARAMETRI DI QUALITÀ DELL’IMMAGINE . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1 Rumore . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.1 Definizione e introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.2 Metodo di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.4 Tecnologia multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.5 Condizioni operative . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.1.6 Dispositivo di prova . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.2 Risoluzione spaziale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.2.1 Definizione e discussione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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2
REPORT AIFM N. 4 (2007)
3.2.2 Metodi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag.
3.2.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.2.4 Tecnica multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.2.6 Prova di accettazione e Controlli periodici . . . . . . . . . . . . . . . “
3.2.8 Risoluzione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.3 n. TC e linearità . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.3.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.4 Uniformità dei numeri TC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.4.2 Metodo di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.4.3 Tecnica spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.4.5 Commenti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.5 Risoluzione a basso contrasto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.5.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6 Artefatti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6.1.1 Processi di interpolazione lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6.1.2 Geometria del fascio radiante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6.1.3 Elaborazioni tridimensionali . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6.1.4 Inclinazione del gantry . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
3.6.1.5 Diversa risposta dei singoli canali di acquisizione . . . . . “
3.6.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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60
TC: DESCRIZIONE
3
4 CARATTERISTICHE DELLO STRATO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . pag.
4.1 Spessore irradiato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.1.1 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.1.2 Considerazioni per tomografi multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.2 Spessore dello strato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.2.1 Metodi di misura: modalità assiale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.2.2 Metodi di misura: modalità spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.2.3 Metodi di misura: tomografi multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.3 Efficienza geometrica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.3.1 Efficienza geometrica lungo l’asse z . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
4.3.2 Efficienza geometrica del sistema di rivelazione . . . . . . . . . “
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5 INDICI DI DOSE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.1 Indice di Dose per Tomografia Computerizzata (CTDI) . . . . . . . “
5.1.1 Definizioni . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.1.2 Metodi di misura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.1.3 CTDI pesato (CTDIw) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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72
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5.1.4 CTDIvol (CTDIW mediato lungo asse z)
..................“
76
5.2 MSAD (Multiple scan average dose) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.2.2 Relazione tra CTDI e MSAD . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.3 Modalità spirale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.3.1 TC multistrato . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.3.3 Commenti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.3.4 Strumentazione utilizzata . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.4 Prodotto dose lunghezza (DLP) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
5.5 Nuove definizioni – ICRU 74 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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6 DOSIMETRIA DEL PAZIENTE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
6.1 Confronti dosimetrici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
6.1.1 Confronto tra tomografi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
6.1.2 Confronto tra protocolli . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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84
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4
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 . . . . . . . . . . . . . . . . “
8.1 Introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
8.2 Tomografi computerizzati per impiego diagnostico . . . . . . . . . . . “
8.3 Tomografi computerizzati per impiego in ambito radioterapico “
89
89
89
89
....“
91
RIFERIMENTI RELATIVI AI FANTOCCI,
CAMERE A IONIZZAZIONE E SOFTWARE . . . . . . . “
Fantocci per QA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Fantocci per Densità elettronica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Camere a ionizzazione tipo “pencil” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Fantocci per la misura del CTDI in PMMA (perspex) . . . . . . . . . . . . “
Dati e software sulla dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Indirizzi dei costruttori e dei fornitori . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Schema dei principali fantocci per QA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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9 RICOSTRUZIONI MULTIPLANARI E 3-DIMENSIONALI
Appendice I
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 . . . . . . “
Introduzione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Esame a vista e prove di funzionamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Alta Tensione e Filtrazione totale (opzionali) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
Qualità dell’immagine . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . “
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TC: DESCRIZIONE
5
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
..................................................“
Accuratezza meccanica e controlli geometrici
BIBLIOGRAFIA
105
........................“
105
......................................................“
106
TC: DESCRIZIONE
7
1 INTRODUZIONE
I tomografi computerizzati multistrato (TCMS) rappresentano un’evoluzione dei tomografi computerizzati spirale introdotti agli inizi degli anni 90.
Si basano sull’acquisizione simultanea di più strati del paziente. I TCMS possono essere utilizzati sia in modalità assiale che spirale, ed è in questa seconda modalità che trovano un impiego più innovativo.
I vantaggi che i TCMS offrono rispetto ai sistemi a singolo strato sono la
possibilità di eseguire la stessa acquisizione in tempi più brevi, o analogamente di effettuare scansioni di volumi maggiori nello stesso intervallo di
tempo, di ridurre gli artefatti legati al movimento del paziente, di acquisire
strati sottili, migliorando la risoluzione spaziale lungo l’asse z; ciò determina un netto miglioramento della qualità delle immagini ricostruite, quali le
ricostruzioni volumetriche e multiplanari.
Di primaria importanza, nei TCMS, è la versatilità nella ricostruzione
delle immagini, cioè la possibilità di ricostruire spessori di strato diversi da
quelli 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 del
rivelatore), combinando i dati provenienti da più rivelatori, si possono ricostruire strati da 1.5, 3, 4.5 e 6 mm etc. Tale versatilità è ancora maggiore in
modalità spirale, dove lo spessore dello strato ricostruito, la posizione e l’intervallo di ricostruzione possono essere scelti retrospettivamente in modo
libero, senza ovviamente andare al di sotto della dimensione minima del
canale di rivelazione utilizzato.
Il rapido diffondersi di tali sistemi rende necessario l’approfondimento dei
metodi di acquisizione e delle prestazioni, sia in termini di qualità dell’immagine che in termini di dose. Scopo di questo documento è la descrizione
dettagliata dei parametri fisici e dosimetrici più significativi per un sistema
TC di concezione attuale (multistrato o no) da utilizzarsi durante le prove di
accettazione [1] o costanza. Nella prima parte viene analizzato il sistema di
acquisizione (geometria del sistema di rivelazione, numero di canali di ricezione, configurazione e filtri di ricostruzione lungo l’asse z). Nelle parti successive vengono definiti i metodi di verifica della qualità dell’immagine e
della dose, che sono generalmente derivati da quelli per tomografi a singolo
strato; per le acquisizioni in spirale può essere necessario modificare i metodi di misura o introdurre nuovi parametri di qualità (es.: l’analisi degli artefatti).
8
1.1 Sistemi di rivelazione
Per poter acquisire simultaneamente più strati del paziente sono necessari
una matrice bidimensionale di rivelatori e un sistema di canali di rivelazione
che preleva il segnale da uno o più rivelatori uniti elettronicamente (figura
1.1). Il fascio di raggi X è collimato vicino alla sorgente di radiazione nella
maniera tradizionale e la definizione dell’ampiezza dello strato avviene attraverso una combinazione elettronica dei segnali; il numero massimo di strati
acquisibili contemporaneamente è determinato del numero di canali di rivelazione utilizzati e dalla collimazione.
Figura 1.1: rivelatori a matrice fissa e a matrice adattativa [2]
TC: DESCRIZIONE
9
Diverse sono state le soluzioni sviluppate dalle case produttrici di tomografi nella costruzione di matrici di rivelatori per TCMS, che possono essere
classificati in tre gruppi [2]:
➣ rivelatori a matrice fissa (matrix array detector): tutti gli elementi della
matrice hanno le stesse dimensioni;
➣ rivelatori a matrice adattativa (matrix adaptative detector): gli elementi
della matrice lontani dal centro hanno dimensioni maggiori;
➣ rivelatori di tipo ibrido: tutti gli elementi della matrice hanno le stesse
dimensioni, ad eccezione di un certo numero di elementi centrali che
sono 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 essere ricostruito, il numero di strati di ampiezza minima, il range di spessori
disponibili, la massima lunghezza che può essere campionata in una sola
rotazione e l’efficienza geometrica: le matrici di tipo adattative, ad esempio,
hanno il vantaggio di minimizzare gli spazi morti tra i rivelatori, in quanto gli
elementi di dimensioni maggiori non contengono “setti” e non causano quindi una diminuzione dell’efficienza.
Nella figura 1.1 sono riportati esempi delle prime due classi di rivelatori
per sistemi a 4 strati.
La classificazione sopra riportata risulta in realtà valida solo per sistemi
con un numero di strati fino a 4 o 8; per tali sistemi i rivelatori a matrice fissa
sono utilizzati nei tomografi GE, quelli a matrice adattativa nei sistemi
Philips e Siemens, quelli di tipo ibrido nei sistemi Toshiba.
Attualmente tutti i tomografi a 16 strati disponibili in commercio hanno
adottato una matrice di tipo “ibrido” con un numero di elementi sottili al centro (16) e altri (8-24) più larghi in periferia, mentre i sistemi a 64 strati sono
a matrice fissa. In tabella 1.1 sono riportate le caratteristiche di alcuni TCMS
a 16 strati.
10
Gantry
Generazione
Apertura (cm)
FOV massimo (cm)
Spessore dello strato
nominale per scansioni
assiali (mm).
GE
Siemens
Philips
Toshiba
Lightspeed16
Sensation 16
Brilliance CT 16
Aquilion 16
III
70
50
0.625, 1.25,
2.5, 3.75,
5, 7.5, 10
III
70
50
0.6, 0.75,
1, 1.5, 2
3, 4.5, 5,
6, 9, 10
III
70
50
0.75, 1.5,
3, 6, 12
III
72
50
0.5, 1, 2, 3,
4, 6, 8
Stato solido
Stato solido
Stato solido
672
672
896
24
24
40
16×0.75,
8×1.5
16×0.75,
8×1.5
16×0.5,
24×1
24
24
32
Sistema di rivelazione
Tipo di rivelatori
Stato solido
Numero di rivelatori
888
per fila
Numero di elementi
24
lungo l’asse z
Lunghezza effettiva di
16×0.625,
ogni elemento
8×1.25
all’isocentro (mm).
Lunghezza effettiva
totale dell’array di rive20
latori all’isocentro (mm)
Tabella 1.1: TCMS a 16 strati [3]
Ad oggi la tecnologia ha portato allo sviluppo di sistemi con un numero di
strati maggiore di 16: un sistema a 40 e 64 strati (Philips) un sistema a 64
canali di ricezione (2x32 con macchia focale dinamica) della Siemens, un
sistema a 64 strati della GE e della Toshiba.
La ricerca di tomografi con un numero maggiore di canali di rivelazione e
con un’apertura del fascio sempre più ampia ha portato allo studio di sistemi
TC che sfruttino le tecnologie della radiologia digitale, ed in particolare i Flat
Panel Detectors (FPD); al momento i FPD forniscono ottime prestazioni nell’imaging di strutture ad alto contrasto con un’alta risoluzione spaziale, ma la
risoluzione a basso contrasto, la risoluzione temporale e l’efficienza in termini di dose non raggiungono i livelli di rivelatori dedicati per TC.
TC: DESCRIZIONE
11
1.2 Metodi di ricostruzione lungo z
Prima di analizzare i metodi di ricostruzione lungo l’asse z nei TCMS è
opportuno richiamare i principi di base delle tecniche di ricostruzione dei
tomografi 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 per
i 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 termini; 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 generalmente maggiore o uguale a 1 per riuscire a coprire un determinato volume
nel minor tempo possibile e ridurre in questo modo la dose rispetto alla TC
assiale; per i tomografi a singolo strato il pitch non deve superare il valore 2
per escludere “gap” nel campionamento lungo l’asse z.
La ricostruzione delle immagini nella TC spirale è simile a quella che si ha
nei sistemi assiali: si utilizzano gli stessi algoritmi e kernel di convoluzione.
Tuttavia nei sistemi spirale è richiesto un altro passaggio, la cosiddetta “interpolazione z”, il cui scopo è quello di generare un set di dati planari per una
posizione arbitraria dell’immagine zR: infatti, nelle acquisizioni spirale solo
una proiezione è acquisita esattamente nel piano delle immagini, le altre sono
ottenute interpolando i dati spirale. Una volta ottenuto il set di proiezioni
assiali, la ricostruzione planare avviene secondo le usuali procedure, solitamente basate sulla convoluzione delle proiezioni e delle tecniche di backprojection.
12
Nella tabella 1.2 è riportato uno schema delle fasi della formazione dell’immagine 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 linearmente i dati misurati (in corrispondenza di una determinata posizione angolare) 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 è
indicato come 360°LI.
TC: DESCRIZIONE
13
Figura 1.2:
algoritmo di interpolazione
360°LI [2]
Un altro metodo di interpolazione tiene conto della ridondanza dei dati in
una scansione di 360°: in ogni rotazione completa del tubo a raggi X ogni
valore di una proiezione è misurato due volte da due raggi opposti.
Utilizzando delle procedure di rebinning (riordinamento) dei dati, questa
ridondanza fornisce la possibilità di determinare la proiezione in una posizione angolare arbitraria a partire dalle proiezioni misurate in direzioni opposte che distano 180° (algoritmo 180° LI, figura 1.3).
Figura 1.3:
algoritmo di interpolazione
180°LI [2]
Passando a sistemi multistrato le spirali di dati disponibili sono molte e
pertanto è possibile interpolare dati da spirali vicine piuttosto che dalla stessa spirale di dati.
Il principio dell’interpolazione z è indipendente dal numero M di strati
acquisiti contemporaneamente, come si può osservare confrontando la figura
1.3 con la figura 1.4. In entrambi i casi, per ogni posizione angolare si selezionano per l’interpolazione z i valori misurati che sono più prossimi alla
posizione zR desiderata. In questo caso si parla di algoritmo 180°MLI, perché
14
si considerano M strati per effettuare un’interpolazione z con algoritmo
180°LI.
Figura 1.4: algoritmo di interpolazione 180° MLI [2]
Benché questa possa essere considerata l’interpolazione “base”, in realtà
nei TCMS, disponendo di molti dati, si utilizzano metodi di z-filtering più
elaborati: i dati provenienti dalle spirali vicine alla sezione da ricostruire vengono opportunamente “pesati” e utilizzati per ricostruire al meglio lo strato
desiderato. Con questo algoritmo di ricostruzione il profilo dello strato, il
rumore e gli artefatti nell’immagine sono quindi determinati non solo dai
parametri di scansione (pitch, collimazione del fascio, mA, tempo) ma anche
dai parametri utilizzati durante lo z-filtering [5].
Figura 1.5: z-filtering [2]
TC: DESCRIZIONE
15
1.3 Cone Beam
Il passaggio dalla scansione di uno o pochi strati all’acquisizione volumetrica (TCMS > 4 strati) implica il passaggio da una geometria tipo fan beam
ad una di tipo cone beam; in realtà non esiste in letteratura una definizione
esatta che indichi quando un fascio passi da fan a cone. Tuttavia si assume
che se l’angolo sotteso dai rivelatori esterni è minore di 1° allora i raggi
opposti per un rivelatore esterno avranno un offset inferiore allo spessore
dello strato, quindi il fascio è di tipo fan e la geometria può essere considerata 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 superiore
allo spessore dello strato, quindi il fascio è di tipo cone e devono essere considerati degli appropriati algoritmi di ricostruzione di tipo Cone Beam (CB).
La prima condizione è verificata per sistemi con un numero di strati inferiore 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-rivelatori ruota attorno al paziente, dettagli dell’oggetto appartenenti a uno stesso piano vengono “visti” da due diversi rivelatori. Questo porta alla formazione di artefatti, che sono più evidenti per le file di rivelatori più esterne che
per quelle interne: i dettagli presenti nell’oggetto che si trovano in posizione
lontana dall’asse sono proiettati su diverse file di rivelatori per differenti
angolazioni del tubo; gli artefatti derivanti da questa errata registrazione dei
dati saranno tanto più evidenti quanto maggiore è l’angolo del cono e quanto più sottile è lo strato (e maggiore è il numero di strati acquisiti simultaneamente).
Figura 1.6: l’effetto cone beam [15]
16
Per risolvere tali problemi, le case produttrici di TCMS impiegano, per
tomografi a 8 e 16 strati, algoritmi di ricostruzione CB invece dell’interpolazione lungo l’asse z. Tali algoritmi di ricostruzione possono essere divisi in
due classi:
✓ algoritmi esatti
✓ algoritmi approssimati
Gli algoritmi esatti tendono a convertire i dati proiettivi misurati (integrali di linea) nello spazio dei “Radon-data”. Le formule di conversione non
contengono approssimazioni, da cui il nome di algoritmi esatti. Lo svantaggio di questi algoritmi consiste soprattutto nei tempi di ricostruzione delle
immagini che male si adattano alla pratica clinica; questi algoritmi non sono
implementati sui tomografi attualmente in commercio. Gli algoritmi approssimati introducono invece delle approssimazioni più o meno severe per invertire i dati cone beam. Tali algoritmi sono divisi a loro volta in due classi, quelli 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 della
scansione (240°) per la ricostruzione delle immagini. I piani delle immagini
non sono più perpendicolari all’asse del paziente ma sono inclinati per
meglio adattarsi alla traiettoria a spirale della macchia focale. Le immagini
assiali sono ottenute facendo un’interpolazione tra i piani dell’immagine
inclinati (figura 1.7).
Figura 1.7: algoritmi di Slice rebinning: ASSR [15]
TC: DESCRIZIONE
17
I metodi di ricostruzione basati sulla teoria di Feldkamp trattano ogni
voxel individualmente, piuttosto che come parte di uno strato assiale, e fanno
uso della divergenza del fascio lungo l’asse z. Per un determinato angolo di
proiezione, un voxel può utilizzare un raggio proveniente da una rotazione,
mentre un altro voxel nello stesso piano assiale utilizza un raggio proveniente da un’altra rotazione. In questo modo si produce un array tridimensionale
di voxel a partire dal quale si possono ricostruire immagini in ogni piano.
Nella tabella 1.3 sono riportati gli algoritmi di Cone Beam utilizzati dalle
diverse 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 ditte
costruttrici di questi metodi e algoritmi, al fine di ridurre in modo sempre più
efficace gli artefatti con il minor tempo di ricostruzione.
18
1.4 Metodi di riduzione della dose
Modulazione della corrente nel tubo
Un parametro chiave che influisce sulla dose al paziente è il prodotto tra
la corrente nel tubo e il tempo di esposizione (mAs). A parità di tutti gli altri
parametri di scansione, una riduzione della corrente al tubo comporta una
riduzione della dose al paziente e un aumento del rumore nelle immagini. È
possibile impostare manualmente la corrente nel tubo sulla base del peso e
delle dimensioni del paziente per cercare di ottenere un compromesso tra
rumore e dose al paziente. Questo approccio però non consente di avere una
qualità dell’immagine costante lungo tutta la sezione esaminata. Le tecniche
di modulazione automatica della corrente nel tubo (Automatic Tube Current
Modulation - ATCM) permettono di mantenere una qualità dell’immagine
costante per una determinata selezione di parametri di esposizione impostati
in quanto rispondono in maniera rapida alle variazioni di attenuazione del
fascio. Le tecniche di modulazione di dose possono essere paragonate a quelle di controllo automatico dell’esposizione (AEC) in radiologia convenzionale [8, 9, 10].
Il principio su cui si basa la modulazione della corrente è che il rumore del
pixel nella scansione TC è legato al rumore quantico delle proiezioni.
Modulando la corrente nel tubo in relazione alle variazione dell’anatomia del
paziente il rumore quantico della proiezioni può essere mantenuto a un livello 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 z
La corrente nel tubo viene modulata rotazione per rotazione tenendo conto
della variazioni nell’attenuazione lungo l’asse z del paziente. In questo modo
il livello medio di rumore in uno strato si mantiene approssimativamente
costante per diverse posizioni lungo l’asse z
TC: DESCRIZIONE
19
Figura 1.8: modulazione lungo l’asse z [37]
1.4.2
Modulazione angolare
La modulazione avviene durante ogni singola rotazione, in modo tale da
compensare grosse deviazioni dalla simmetria circolare del paziente: ad
esempio in corrispondenza delle spalle i fasci provenienti anteriormente sono
molto meno attenuati rispetto a quelli laterali e quindi l’intensità del fascio
anteriore può essere ridotta senza compromettere in modo importante la qualità immagine.
Sono riportate riduzioni della dose da 10% a 60% con valore medio di 22
– 28% [11].
Figura 1.9: modulazione angolare [9]
20
Nella tabella 1.4 sono riportati i sistemi di ATCM attualmente disponibili
su tomografi a 16 strati.
Ditta
produttrice
Nome
Livello di controllo
automatico dei mA
Prescrizione
dei mA
Calcolo
dell’attenuazione
GE
SmartmA
- dimensioni del
paziente
- asse z
- modulazione
angolare
Indice di
rumore
specificato
dall’utente
- Scout view
- modulazione
angolare:
sinusoidale
Philips
DoseRight
ACS e DOM
- dimensioni del
paziente (ACS)
- piano x-y (DOM)
Immagine
di riferimento
con livello di
rumore
desiderato
specificato
dall’utente
- Scout view
- modulazione
angolare:
online,
basata sui
180°
precedenti
Siemens
CAREDose 4D
- dimensioni
del paziente
- asse z
- modulazione
angolare
mAseff per un
paziente
standard
specificato
dall’utente
- Scout view
- modulazione
angolare:
online,
basata sui
180° preced.
Toshiba
SUREExposure
- dimensioni del
paziente
- asse z
Indice di dose
specificato
dall’utente
- Scout view
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 garantire
il massimo dell’efficacia.
La modulazione automatica della corrente nel tubo richiede una conoscenza delle caratteristiche di attenuazione del paziente che si possono ricavare a partire da una scout del paziente. Per quanto riguarda la modulazione
nel piano x-y, è possibile ottenere le informazioni necessarie per variare i mA
in due modi: o si utilizzano i dati della scout view per calcolare le dimensioni antero-posteriori e latero-laterali del paziente in ogni rotazione e i mA vengono modificati sinusoidalmente in modo da adattarsi a tali parametri, oppure si sfruttano online i dati dai 180° precedenti nella rotazione per modulare
i mA.
Quando si utilizzano le tecniche di ATCM bisogna adottare dei metodi per
selezionare il livello di qualità dell’immagine desiderato; a tale scopo sono
TC: DESCRIZIONE
21
possibili diversi approcci. Su alcuni sistemi vengono dati come input i mA
che verrebbero utilizzati senza modulazione, e questo valore costituisce la
“linea di base” per calcolare i mA necessari per ottenere lo stesso livello di
rumore per diverse dimensioni del paziente. Altri sistemi richiedono come
input un indice di qualità dell’immagine, che è solitamente legato ad un valore di rumore; i mA vengono regolati in modo da mantenere questo livello di
rumore per tutte le sezioni del paziente. Infine, un terzo approccio consiste
nel selezionare una “immagine di riferimento” che abbia le caratteristiche di
qualità richieste per un determinato esame; questa immagine è poi utilizzata
per adattare i mA in modo che venga raggiunto lo stesso livello di qualità per
ogni paziente.
In alcuni casi è possibile impostare i limiti superiore e inferiore di mA che
possono essere utilizzati dal sistema di ATCM.
La modulazione della corrente nel tubo, oltre che ad essere un metodo efficace di riduzione della dose, può essere di beneficio per la qualità dell’immagine, perché permette di ottenere una qualità delle immagini consistente
da paziente a paziente, da strato a strato e infine all’interno dello stesso strato. La modulazione nel piano x-y contribuisce inoltre a ridurre gli artefatti a
strisce causati da un basso flusso di fotoni nelle proiezioni laterali di regioni
anatomiche come le spalle e la pelvi. Infine tali tecniche permettono di diminuire il carico al tubo radiogeno allungandone il tempo di vita media [8]
22
2 FANTOCCI PER LA VALUTAZIONE DELLE IMMAGINI
TCMS
Questo capitolo contiene una descrizione degli oggetti test necessari per
effettuare le valutazioni sulle apparecchiature tomografiche. Lo scopo prefissato è quello di mettere in luce i limiti degli oggetti test oggi disponibili per
gli apparecchi di ultima generazione e di offrire una guida all’acquisto del
materiale 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 materiale plastico che contengono acqua; in alternativa possono essere costituiti
da “acqua solida” (in genere PMMA) che ha caratteristiche di attenuazione
simili all’acqua (numero TC = 0 ± 5 HU) ma si presenta più stabile e non
crea problemi legati allo riempimento e alla fuoriuscita del fluido. Il diametro 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 contiene
gli inserti necessari per le specifiche valutazioni.
2.1.1 Fantocci per la valutazione di uniformità del n. TC, n. TC dell’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 dalla
sua composizione. Di solito, i fantocci impiegati per la misura del rumore
hanno forma cilindrica e sono riempiti d’acqua, oppure sono costituiti di un
materiale omogeneo equivalente all’acqua. Il fantoccio deve essere centrato
rispetto 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 per
simulare la presenza dell’osso corticale, è indicato per valutare i protocolli
specifici per l’encefalo. Fantocci ellittici possono essere impiegati per valutare gli effetti sul rumore prodotti da parte dei sistemi di riduzione della dose
che modulano la corrente nel tubo in funzione dell’attenuazione prodotta dall’oggetto in esame.
Spesso i tomografi hanno in dotazione un fantoccio per i controlli di qualità e, talvolta, è disponibile una serie di fantocci che viene utilizzata dai tecnici incaricati della manutenzione per la calibrazione dei diversi campi di
TC: DESCRIZIONE
23
vista. Impiegando il fantoccio con il diametro maggiore, si analizza il campo
di vista massimo e, allo stesso tempo, si controllano tutti gli elementi rivelatori 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 alluminio) 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’inserto
e l’angolo di inclinazione possono diventare critici; in questi casi occorre scegliere gli oggetti con rampa più sottile e con inclinazioni minori. Lo spessore minimo che può essere misurato dipende dallo spessore T della rampa d’alluminio 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 utilizzare una rampa con un’inclinazione di circa 5° che permette un’amplificazione del profilo di circa un fattore 10 (amplificazione = (tangθ)–1); contemporaneamente la rampa non può superare 0.5 mm: in queste condizioni è possibile campionare correttamente lo spessore dello strato.
A tutt’oggi esistono pochi fantocci con queste ultime caratteristiche, ma è
possibile facilmente costruirne con semplici mezzi [12]. Un fantoccio in
commercio che sembra superare queste difficoltà è il modulo 591 CTP del
CatPhan che dispone di 4 rampe inclinate di 26° che coprono 38 mm di lunghezza per gli spessori più ampi dei tomografi multistrato e 2 rampe inclinate di 7° che coprono 6 mm per gli spessori molto sottili; le rampe sono costituite da piccole sfere di tungsteno di 280 µm di diametro nel primo caso e 180
µm nel secondo.
Il gruppo Impact, inoltre,
ha sviluppato un fantoccio
con una rampa in titanio di
spessore 50 µm e inclinato
di 5° rispetto al piano di
scansione.
Figura 2.1: schema modulo 591
CatPhan 600 per misura spessori
di strato – MTF e SSP[35]
24
Un altro aspetto estremamente critico per le TCMS è la lunghezza dell’inserto lungo l’asse z che deve coprire la massima estensione del fascio per
consentire l’acquisizione simultanea di tutti gli strati possibili nella configurazione più ampia.
Nel caso delle TCMS si è riscontrata una criticità nella posizione delle
rampe all’interno del fantoccio : nel caso di posizioni periferiche la valutazione risente di artefatti da conebeam reconstruction rendendo impossibile
una 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 ricostruito non può essere effettuata utilizzando il metodo della rampa inclinata,
ma, utilizzando un fantoccio dedicato. Questo può essere costituito da una
sferetta o, in alternativa, da un disco sottile (< 0.1 mm) di materiale ad alta
densità (PTFE politetrafluoroetilene, oro, tungsteno) sostenuto da un mezzo
di densità più bassa (spugna o Perspex)
Nella seguente tabella 2.1 sono riportate le caratteristiche di tre fantocci
per la misura dell’SSP disponibili in commercio.
Marca
materiale
Fondo
dimensioni
(µm)
QRM
CatPhan – CTP 528
foglio d’oro
sfera tungsteno
25
280
AAPM
sfera acciaio
plastica equivalente
mezzo solido
(≈ 90 n.TC)
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 apparecchiature
tomografiche, dispongono di pattern ad alta densità (differenza di almeno
100 n. TC) con frequenza variabile. Le frequenze utili vanno da 1-4 cpl/cm
fino a 12- 15 cpl/cm, consentendo di caratterizzare adeguatamente la curva
MTF con il metodo di Droege [13] anche se non permettono di visualizzare
le frequenze spaziali limite dei nuovi sistemi tomografici che possono raggiungere con filtri dedicati le 21 – 25 cpl/cm.
TC: DESCRIZIONE
Figura 2.2 Esempio di oggetto
test con dettagli a frequenza
spaziale variabile [20]
25
In alcuni casi il pattern viene collocato radialmente per ridurre gli artefatti
a striscia.
In altri casi al pattern a onda quadra
si preferisce il pattern costituito da
cilindri cavi, utile solo per valutazioni
visive.
In aggiunta a quelli già descritti,
alcuni fantocci contengono inserti come
gradini inclinati (edge), fili sottili e sferette metalliche inseriti in un substrato
omogeneo per permettere il calcolo
della MTF con i metodi della edge
spread function (ESF), della line spread
function (LSF) o della point spread funcion (PSF) rispettivamente.
A fianco dei fantocci che consentono la misura della risoluzione spaziale
nel piano ricostruito, può essere utile la misura della risoluzione spaziale
lungo l’asse z, parametro che caratterizza la qualità delle ricostruzioni multiplanari e volumetriche. Il valore limite per questo parametro è attualmente
pari a 14 cpl/cm. Un fantoccio in commercio ideato per questo scopo è il
QRM 3D Spatial Resolution Test Phantom: è costituito da due spessori in plastica con pattern a fori di diametro da 4 mm a 0.4 mm corrispondenti alle frequenze spaziali comprese tra 1.25 cpl/cm
e 12.5 cpl/cm. I due spessori
sono ortogonali e opportunamente posizionati permettono
la valutazione (visiva) della
risoluzione massima nel piano
assiale e lungo z (piano sagittale e coronale).
Figura 2.3 QRM 3D Spatial
Resolution Test Phantom [33]
26
2.1.5 Fantocci per la valutazione della linearità dei numeri TC
La scelta dei materiali utili per caratterizzare l’attenuazione e quindi la
scala dei n. TC, è varia: polietilene, acrilico (plexiglass), polistirene, nylon,
policarbonato, teflon.
I fantocci contengono generalmente alcuni di questi inserti: l’intervallo
dei n. TC abbinati deve però essere indicato dalla Ditta costruttrice del tomografo perché dipende dalla qualità della radiazione cioè dalla tensione, dallo
spettro energetico e dalla filtrazione del fascio radiante. Nella tabella 2.2
sono riportati per i principali materiali presenti nei fantocci, dati di densità,
di densità elettronica, oltre che il fattore F per diversi valori di energia efficace della radiazione, dove F è il rapporto tra i coefficienti di attenuazione
massici del materiale in questione rispetto a quello dell’acqua. Questi valori
possono essere utili nel caso di utilizzo delle immagini per la preparazione di
piani di trattamento radioterapico, qualora mancassero dati certificati relativi
al fantoccio utilizzato. In particolare il numero TC dell’alluminio o del
magnesio si prestano a determinare il valore di energia efficace della radiazione perché più sensibili all’energia del fascio a causa del valore di Z più
alto rispetto ai materiali tessuto equivalente.
Tabella 2.2: Valori di densità, densità elettronica e F
per vari materiali ed energie efficaci [46].
TC: DESCRIZIONE
27
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 di
Treatment Plannig per la pianificazione di un trattamento radioterapico, è
necessario conoscere la corrispondenza esatta tra n. TC e densità elettronica
per permettere al sistema TP la accurata correzione per le disomogeneità. Per
questa valutazione sono disponibili in commercio oggetti test specifici
(Electron Density CT Phantom) che dispongono di numerosi dettagli. Tra i
fantocci più noti e diffusi c’è il Modello 467 Gammex-RMI e il Modello 62
CIRS rappresentati nella figura 2.4. La relazione tra n. TC e densità elettronica è approssimativamente lineare, anche se in corrispondenza dei valori TC
alti presenta una deviazione a causa al contributo elevato dell’effetto fotoelettrico all’attenuazione rispetto all’effetto Compton.
(a)
(b)
Figura 2.4 Electron
Density Phantom
(a) (c) [42], (b) [36]
(c)
28
2.1.7 Fantocci per la valutazione del basso contrasto
La risoluzione a basso contrasto viene caratterizzata utilizzando oggetti a
basso contrasto rispetto al materiale in cui sono immersi; i contrasti utili
vanno 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 dell’inserto dovrebbe coprire la massima ampiezza dei rivelatori (almeno 4 cm).
L’oggetto che in commercio più corrisponde a queste esigenze è il modulo
515 del CatPhan. Esistono tuttavia altri oggetti con queste caratteristiche
(Diagnostic Imaging Model 76-409 (CIRS), Gammex 464, Elimpex ). Altri
oggetti richiedono invece di essere riempiti con soluzioni idonee, comportando per questo problemi pratici, come l’inserto ATS del fantoccio AAPM.
Altri ancora sono costruiti con un sottile foglio di polietilene contenenti
fori: è chiaro che questi ultimi oggetti non sono idonei alla misura in acquisizione spirale, e presentano problemi di allineamento anche per le apparecchiature multistrato. Si ricorda infine, che nella letteratura sono anche proposti in via sperimentale oggetti test per la valutazione del basso contrasto in
3 dimensioni [2, 14].
(a)
(b)
(c)
Figura 2.5 Esempio di alcuni fantocci per la valutazione del basso contrasto : a) CatPhan
500 [15] b) Gammex 464 [15], c) Diagnostic Imaging Model 76-409 (CIRS) [36]
TC: DESCRIZIONE
29
2.1.8 Artefatti (Cone Beam)
Non esistono oggetti standard per la valutazione degli artefatti da Cone
Beam. Per natura, gli artefatti si presentano in corrispondenza di oggetti
situati in posizione periferica rispetto all’asse di rotazione e su oggetti di
forma o dimensioni non costanti lungo l’asse z.
Tra le proposte commerciali che possiamo menzionare c’è il Clock
Phantom prodotto su ordinazione dalla Ditta QRM, in cui sfere di PTFE di
diametro pari a 3 o 1.5 cm sono posizionate all’interno di un cilindro nella
posizione 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 fantocci
utili alla valutazione degli artefatti di cui sopra [15], oppure è possibile utilizzare fantocci non dedicati (modulo 401 CTP).
Figura 2.7 Esempio di fantoccio casalingo [15] o di utilizzo del CatPhan
30
2.2 Misure dosimetriche: strumentazione e fantocci
Per la misura degli indici di dose quali il CTDI e il DLP è necessario
dotarsi di una camera a ionizzazione di tipo pencil (stilo), ovvero con una
camera a forma cilindrica di lunghezza sensibile di 10 cm e di diametro circa
1 cm con un volume sensibile di circa 3 cm3. È fondamentale che questi strumenti abbiano una risposta uniforme su tutta la lunghezza. In generale sono
calibrati in kerma in aria mediante esposizione a un campo RX uniforme.
Nella scelta della qualità del fascio da utilizzare per la calibrazione è consigliabile scegliere un fascio di HVL1 tra 7 e 10 mm di Al [49]. Si tratta di strumenti che si adattano a diversi tipi di elettrometri; in alcuni casi si trovano in
commercio camere con lunghezza sensibile superiore (es: 14 cm). Dal
momento che la grandezza dosimetrica oggi di riferimento è il CTDI100, per
semplificare la valutazione è più opportuno acquistare direttamente uno strumento che effetti l’integrazione su 10 cm. Nell’utilizzare la lettura dell’elettrometro occorre verificare (dalla documentazione o sperimentalmente) se la
lettura dell’elettrometro è in integrale (Gy × cm) o se è già divisa per la lunghezza della camera.
E’ possibile eseguire misure di CTDI e DLP anche con dosimetri a termoluminescenza; i TLD devono essere opportunamente calibrati con un
fascio radiante con caratteristiche simili a quelle del tomografo e deve essere riprodotta la geometria di irradiazione più idonea alla misura da eseguire.
Per effettuare le misure in fantoccio si utilizzano il fantoccio HEAD o quello
BODY.
Il fantoccio HEAD è costituito da un cilindro di PMMA di 16 cm di diametro e di 15 cm di lunghezza con un foro centrale e 4 fori nelle posizioni
corrispondenti a ore 12, 3, 6, 9 utilizzabili come alloggiamenti per la camera
a ionizzazione; i quattro alloggiamenti non utilizzati dalla camera,
devono essere sempre riempiti con
cilindri rimuovibili di PMMA. Il
fantoccio BODY ha le stesse caratteristiche del fantoccio HEAD, ma
diametro di 32 cm.
Esistono in commercio fantocci
per misure in campo pediatrico: le
caratteristiche sono simili a quelle
dei fantocci utilizzati per il pazienFigura 2.8 Esempio di fantoccio HEAD
te adulto ma il diametro del fantoc-
TC: DESCRIZIONE
31
cio HEAD PEDIATRICO misura 10 cm e il fantoccio BODY PEDIATICO ha
un diametro di 16 cm .
Un nuovo tipo di rivelatore (CT-SD16) è proposto dalla ditta RTI
Electronics AB : si tratta di una sonda cilindrica in cui sono presenti due rivelatori semiconduttori molto piccoli (250 µm). I due rivelatori, posizionati in
aria libera o in fantoccio, registrano il profilo di dose durante un’acquisizione con movimento continuo del lettino (acquisizione spirale). Il CTDI100 si
può misurare così integrando il profilo di dose così ottenuto. Da questo tipo
di misura possono essere ricavate altre informazioni relative al movimento
del lettino, al profilo di dose, e all’attenuazione del supporto del paziente.
Figura 2.9 Sonda CT-SD16 RTI Electronics [43]
32
3 PARAMETRI DI QUALITÀ DELL’IMMAGINE
Le seguenti sezioni sono dedicate alla valutazione della qualità di un’immagine transassiale. In generale, si considera che l’immagine sia stata acquisita in modalità sequenziale. In ciascuna sezione, un paragrafo descrive i
diversi criteri e metodi richiesti per le immagini assiali acquisite in modalità
spirale. In un altro paragrafo sono invece discussi i procedimenti specifici per
la 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 oscillazioni
dei numeri TC di un oggetto omogeneo intorno a un valore medio. Oltre a ciò,
possono essere presenti altre variazioni, chiamate rumore strutturale o artefatti. A rigore, il rumore dovrebbe essere misurato a partire da una serie di
scansioni di un determinato oggetto, sempre nelle medesime condizioni.
Tuttavia, un approccio più pratico consiste nell’esprimere il rumore in termini di deviazione standard normalizzata relativa a un insieme di numeri TC
misurati al centro di un’immagine di un oggetto omogeneo. Questa misura
della varianza del campione include il contributo da altri fattori in aggiunta al
rumore casuale o quantico, quali il rumore elettronico o il rumore strutturale.
Per eseguire un confronto diretto tra apparecchiature TC con diverse scale
di contrasto, è indispensabile calcolare la deviazione standard normalizzata
(S):
σ
(3.1)
S = acqua x 100%
TCscala
dove:
σacqua è la deviazione standard dei valori dei pixel compresi nella ROI selezionata sull’immagine di un oggetto omogeneo
TCscala = 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 quello
dell’aria sono uguali, per definizione, rispettivamente a zero e a -1000.
Alcune case costruttrici, tuttavia, dimezzano l’intervallo dei numeri TC per
particolari modalità ad alta risoluzione, e questo può arrecare confusione
qualora non venga data indicazione all’utilizzatore.
TC: DESCRIZIONE
33
La deviazione standard normalizzata percentuale coincide con la definizione
secondo 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; si
possono utilizzare aree maggiori nell’ipotesi che si possa escludere la presenza di rumore strutturale o di disomogeneità nella parte di immagine in
esame. 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 che
essa contenga sempre la medesima area.
Se è possibile effettuare la sottrazione d’immagine, allora il rumore strutturale può essere eliminato misurando il rumore dell’immagine ottenuta per
sottrazione da due immagini acquisite in modo identico. Il valore così ottenuto deve essere diviso per √2 per consentirne il confronto con il rumore stocastico relativo a una singola immagine.
Sebbene elimini ogni rumore strutturale, questo metodo presuppone la
costanza delle prestazioni dell’apparecchiatura. Per tomografi senza la modalità spirale, si dovrebbero utilizzare scansioni alternate, in quanto ci possono
essere piccole variazioni nelle caratteristiche dell’immagine dipendenti dalla
direzione di rotazione del tubo, che cambia con le acquisizioni alternate. La
sottrazione di immagine può essere inappropriata per le immagini acquisite
in modalità spirale, a causa della dipendenza del rumore dalla posizione
lungo 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 diametro
riempito d’aria. Il valore del numero TC dell’acqua e dell’aria è dato dal valore medio calcolato all’interno di una piccola area. Alternativamente, all’aria
è generalmente attribuito un numero TC uguale a -1000 e, per un rapido controllo, può essere utilizzata una zona d’aria appena al di fuori del fantoccio.
Questo metodo è valido purché non sia stata effettuata una compressione dei
dati dell’immagine per cui i valori dei pixel prossimi a quello dell’aria sono
stati artificialmente posti uguale a -1024 (il minimo valore possibile per molti
tomografi). I valori del rumore misurati da scansioni successive della stessa
regione del fantoccio possono mostrare una variazione del 15%. Pertanto, per
avere una stima accurata del rumore, si dovrebbero acquisire almeno dieci
immagini e calcolare la media dei valori di rumore ottenuti.
34
3.1.3 Tecnica spirale
Le misure di rumore sulle immagini ottenute per mezzo di un’acquisizione spirale sono effettuate con le stesse modalità delle acquisizioni assiali.
Occorre comunque assicurarsi, per non introdurre errori, che la lunghezza
dell’irradiazione effettuata per ricostruire l’immagine copra soltanto la parte
del fantoccio contenente uniformemente acqua e non altri inserti presenti nel
fantoccio. Per questo è possibile acquisire tutto il fantoccio in modalità spirale e effettuare la misura sullo strato centrale corrispondente all’inserto
uniforme.
I fantocci che non sono stati appositamente concepiti per l’acquisizione
spirale potrebbero non essere sufficientemente lunghi; in questi casi, è consigliabile impostare un pitch uguale a 1 per uno spessore dello strato pari a 5
mm; con pitch maggiori, si dovrebbe selezionare uno spessore di strato più
sottile.
La costanza dei valori di rumore nella regione perimetrale dell’immagine
del fantoccio dipende dalla posizione lungo l’asse z dell’immagine ricostruita [17]. Questa posizione è correlata alla posizione angolare assunta dal tubo
durante la scansione. L’effetto è comunque minimo per gli algoritmi di interpolazione che agiscono su 360°. Anche le misure effettuate all’isocentro possono mostrare questa variazione se il fantoccio è stato posizionato sul lettino
e il lettino produce una certa attenuazione.
La variazione del valore del rumore da un’acquisizione assiale a una spirale, qualora sia utilizzato lo stesso algoritmo di ricostruzione sul piano di
scansione, dipende dall’algoritmo di interpolazione lungo z adottato e può
essere nota a priori per l’usuale algoritmo di interpolazione lineare [17]: l’algoritmo di interpolazione lineare che ricostruisce utilizzando i dati di 360°
produce un rumore minore di circa il 18% rispetto alla modalità di acquisizione assiale standard, mentre l’algoritmo di interpolazione lineare che agisce su 180°, un rumore maggiore di circa il 12%. Per algoritmo di interpolazione di ordine superiore il valore dato è specifico per quel particolare algoritmo. I valori di rumore misurati sull’immagine acquisita in modalità spirale con un’apparecchiatura a singolo strato non variano al variare del pitch
[17] Si suggerisce durante le prove di accettazione dell’apparecchiatura di
misurare il rumore per acquisizioni spirali con tre valori di pitch (indicativamente pari 0.5 – 1 – 1.5 ) e di valutarne il rapporto rispetto a un’acquisizione assiale di uguali parametri per verificarne la specifica dipendenza.
TC: DESCRIZIONE
35
3.1.4 Tecnologia multistrato
Le caratteristiche del rumore nella tecnologia multistrato dovrebbero essere considerate separatamente nelle due modalità di acquisizione assiale e spirale. La valutazione in modalità assiale permette di verificare che i rivelatori
paralleli operino a parità di sensibilità. In modalità spirale, invece, tutti i banchi di rivelatori possono contribuire alla produzione dell’immagine finale.
Per verificare che i banchi di rivelatori abbiano la stessa sensibilità, si esamina il fantoccio in modalità assiale e si misura il rumore sulle immagini
ottenute da ciascun strato. Come per i tomografi a singolo strato, si dovrebbero acquisire un certo numero di immagini della parte omogenea del fantoccio (per esempio dieci), al fine di poter calcolare il valore medio del rumore.
Se i banchi dei rivelatori danno differenti valori medi di rumore ciò
potrebbe significare che i banchi hanno diversa sensibilità, oppure che il
sistema di collimazione non è centrato rispetto al piano di scansione, così da
creare una disparità di irradiazione fra i due banchi di rivelatori più esterni.
Se vengono utilizzate diverse combinazioni di rivelatori, e se i difetti di
collimazione dipendono dallo strato, occorrerebbe valutare tutte le combinazioni di spessore dello strato.
A causa del diverso metodo utilizzato per la ricostruzione dell’immagine
nella modalità spirale con sistemi multistrato, la relazione tra rumore d’immagine e pitch è differente rispetto alla tecnologia a strato singolo.
Nella tecnologia a singolo strato, all’aumentare del pitch il rumore d’immagine non varia; questo è dovuto al fatto che la ricostruzione dell’immagine si basa sull’interpolazione generalmente di due proiezioni per ciascun
angolo di rotazione, posizionate su ciascun lato del piano relativo all’immagine da ricostruire.
Nella tecnologia multistrato, un metodo comune è quello di utilizzare
qualsiasi proiezione che sia entro una certa distanza lungo l’asse z dal piano
di interesse. Questa flessibilità è possibile in quanto, disponendo di un certo
numero di banchi di rivelatori, si hanno molte proiezioni per ciascun angolo
di rotazione. Mantenendo fissa la distanza all’interno della quale vengono
selezionate le proiezioni per l’interpolazione, lo spessore dello strato visualizzato rimane approssimativamente costante al variare del pitch. Tuttavia, le
variazioni del pitch modificano il numero totale delle proiezioni o del campionamento dei dati utilizzati per ricostruire l’immagine tanto da influenzare
il rumore. Per esempio, all’aumentare del pitch, si utilizzano campioni con un
minor numero di dati per produrre l’immagine finale, e pertanto il rumore
36
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 accettazione dell’apparecchiatura di misurare il rumore per acquisizioni spirali
con tre valori di pitch (indicativamente pari 0.5 – 1 – 1.5 ) e di valutarne il
rapporto rispetto a un’acquisizione assiale di uguali parametri per verificarne
la specifica dipendenza.
3.1.5 Condizioni operative
Il rumore dell’immagine è influenzato da molti parametri di scansione, e
in questo senso è un ottimo test di valutazione delle prestazioni dell’apparecchiatura 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 di
campionamenti angolari per immagine, lo spessore dello strato, l’algoritmo
di ricostruzione, il filtro immagine, la rotazione in senso orario piuttosto che
in senso anti-orario per i tomografi privi dei contatti striscianti, la posizione
dell’immagine lungo l’asse z per le acquisizioni spirali, le dimensioni della
macchia focale.
L’andamento del rumore quantico d’immagine soddisfa alla seguente relazione:
1
(3.2)
σ2 ∝
N
dove N indica il numero di fotoni che contribuiscono alla formazione dell’immagine. Sostanziali differenze rispetto a questo andamento sono dovute
ad altre cause, tra cui la presenza di rumore elettronico.
Dal momento che sono molti i parametri di scansione che influiscono sul
rumore, risulta assai complesso determinare i valori di riferimento per ciascuna combinazione dei parametri di scansione. Pertanto, per controlli di routine, è necessario fare una scelta relativamente al protocollo di acquisizione
da utilizzare. In fase di accettazione, si dovrebbero impostare i protocolli clinici più comunemente utilizzati. Per le prove di funzionamento, possono
essere scelti uno o due protocolli, oppure possono essere esaminati a rotazione a seconda dell’utilizzo.
3.1.6 Dispositivo di prova
Per la descrizione dei dispositivi di prova si rimanda al capitolo relativo ai
fantocci per la valutazione della qualità in TCMS.
TC: DESCRIZIONE
37
Si raccomanda solo, durante i test di accettazione, di utilizzare lo stesso
fantoccio con il quale è stata effettuata la misura del rumore durante la calibrazione o durante la verifica in fabbrica poiché il rumore d’immagine dipende dalle dimensioni del fantoccio e dalla sua composizione. Al fine di determinare i valori di riferimento, è necessario utilizzare lo stesso fantoccio che
verrà impiegato per i controlli periodici. Per tali controlli, è ottimale utilizzare uno dei fantocci in dotazione dell’apparecchiatura o un fantoccio di facile
reperibilità.
3.2 Risoluzione spaziale
3.2.1 Definizione e discussione
La risoluzione spaziale nel piano dell’immagine tomografica (piano tomografico) descrive la capacità di distinguere piccoli dettagli ad alto contrasto.
La risoluzione può essere determinata sia soggettivamente che quantitativamente. Può essere determinata in modo soggettivo, osservando l’immagine di una serie regolare di barre o bacchette ad alta risoluzione, oppure in
modo quantitativo direttamente dalla point spread function (PSF) o dall’edge
spread function (ESF). Queste funzioni sono calcolate a partire dall’immagine di una sferetta, di un filo metallico allineato lungo l’asse z o di un bordo
ad alta risoluzione. La funzione di trasferimento della modulazione (MTF)
può essere calcolata dalla PSF o dalla ESF e fornisce un’analisi numerica del
contenuto in frequenze dell’immagine di un bordo o di un punto. Solitamente
vengono confrontati i valori di frequenza ai quali la curva della MTF scende
al 50% e al 10% .
Sebbene in teoria si possa utilizzare anche il metodo della misura della
line spread function (LSF), in pratica non esistono oggetti test con inserti di
questo tipo.
Il calcolo della MTF dipende dalla possibilità di accesso ai dati numerici
contenuti nel tomografo, oltre che a un appropriato programma di analisi. In
tempi recenti, questo non rappresenta più un problema grazie all’avvento
dello standard di trasferimento delle immagini DICOM e alla possibilità di
installare speciali programmi sui personal computer.
3.2.2 Metodi
Metodo quantitativo
La point spread function (PSF) può essere calcolata direttamente acquisendo l’immagine di un filo ad alto contrasto o di una sferetta la cui sezione
38
abbia un diametro dell’ordine, o minore, della risoluzione che deve essere
valutata. L’allineamento del filo deve essere molto accurato, in modo da evitare che l’immagine risulti sfuocata. La sferetta non richiede particolare cura
nell’allineamento, ma produce un segnale più basso nell’immagine a causa
dell’effetto di volume parziale.
Per assicurare un buon rapporto segnale-rumore, si dovrebbe acquisire
l’immagine impostando un elevato valore della corrente nel tubo e, quando si
utilizza il filo, un ampio spessore dello strato. Impiegando la sferetta, lo spessore dello strato influisce sia sul segnale che sul rumore, cosicché è necessario stabilire quale sia lo spessore ottimale. È necessario utilizzare un Campo
di Vista (FOV) sufficientemente piccolo, tale che la dimensione del pixel non
influenzi la misura (ad esempio FOV=10-15 cm) [38].
La point spread function è completamente descritta sommando i profili dei
numeri CT che intersecano ad ogni angolo l’immagine del filo o della sferetta. La risoluzione può essere caratterizzata direttamente dalla PSF, misurando la massima ampiezza a metà altezza (FWHM) e la massima ampiezza a
un decimo d’altezza (FWTM).
La edge spread function può essere utilizzata per determinare la risoluzione spaziale; si misura dall’immagine di un bordo di un blocco di materiale
posto in un fantoccio pieno d’acqua. Il materiale utilizzato può essere PMMA
(Perspex), anche se non produce un contrasto particolarmente elevato e il rapporto segnale-rumore diventa troppo piccolo a causa delle scansioni ad alta
risoluzione intrinsecamente più rumorose. Un materiale con un più alto
numero TC quale il Teflon risulta più indicato, sebbene in questo caso gli
artefatti da indurimento del fascio possano diventare un problema.
Per assicurare un buon rapporto segnale-rumore, si dovrebbe acquisire
l’immagine impostando un elevato valore della corrente nel tubo. Per evitare
che l’immagine del bordo risulti sfuocata, la base del blocco deve essere perpendicolare 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’integrale della PSF e descrive il trasferimento di tutte le frequenze nel piano
dell’immagine.
I valori calcolati sono solitamente le frequenza alla quale la modulazione
scende al 50% o al 10%. La forma della MTF dipende dal filtro di convoluzione utilizzato. Il limite visivo corrisponde a un livello della MTF compreso tra il 2% e il 5%. Questo limite non viene generalmente citato, dal momento che l’elevato rumore associato agli algoritmi di alta risoluzione comporta
TC: DESCRIZIONE
39
una maggior variazione statistica della MTF alle alte frequenze. La risoluzione limite dell’apparecchiatura è spesso indicata in corrispondenza dello 0%.
Metodo soggettivo
La valutazione soggettiva della risoluzione spaziale ad alto contrasto viene
effettuata osservando le immagini di una serie regolare di barre o bacchette
ad alta densità, con, rispettivamente, larghezza o diametro decrescente. Lo
spazio tra le barre o le bacchette è uguale alla loro larghezza o diametro.
La risoluzione limite è valutata determinando fino a quale dimensione è
possibile vedere la serie in modo nitido con tutti gli inserti chiaramente
distinti. In alcuni fantocci, gli inserti sono in alluminio e si trovano inseriti in
un fantoccio pieno d’acqua o costituito da un materiale equivalente all’acqua,
oppure sono ottenuti semplicemente creando una cavità o un scanalatura in
un materiale equivalente all’acqua.
Al fine di rendere riproducibile la valutazione qualitativa della risoluzione
spaziale limite devono essere stabiliti i criteri di visualizzazione e devono
essere standardizzate le condizioni di osservazione, quali l’illuminazione e il
livello e l’ampiezza della scala dei grigi.
Metodo di Droege
Il metodo permette il calcolo di un limitato numero di punti di MTF attraverso l’utilizzo di semplici funzioni presenti in tutti i tomografi quali la
media e la deviazione standard di una ROI. Il dispositivo di prova consiste di
una serie di barre o bacchette di dimensioni decrescenti, separate da una
distanza uguale alla loro larghezza o diametro. L’analisi di ciascun gruppo di
barre o bacchette fornisce un valore, a una particolare frequenza, della curva
della funzione di trasferimento della modulazione. Questo metodo è stato
descritto da Droege e Rzeszotarski [13,18].
Un’immagine è ricostruita a partire dalle proiezioni acquisite lungo una
certa porzione del fantoccio, ed è pertanto importante che questa porzione
esaminata, alla quale appartengono le proiezioni usate per ricostruire l’immagine, copra per intero il dispositivo di prova.
La risoluzione nel piano di scansione, se misurata dall’immagine di un
dispositivo di prova che è omogeneo nella direzione z, non è generalmente
influenzata dalla modalità di acquisizione spirale; ciò si verifica, tuttavia soltanto se, in modalità volumetrica, si utilizza lo stesso kernel di convoluzione
impiegato per la ricostruzione dell’immagine assiale.
40
Una piccola differenza nella risoluzione può risultare evidente quando il
sistema della doppia proiezione (quarter detector shift), ottenuto mediante
una configurazione meccanica per cui gli elementi del rivelatore sono costantemente disallineati rispetto all’asse centrale di un quarto della larghezza del
rivelatore, è attivo nel modo assiale ma non in modalità spirale. Questa configurazione consente di ottenere un numero doppio di proiezioni, essendo il
disallineamento pari a metà della larghezza del rivelatore, e quindi, considerando separatamente i campioni di dati, una risoluzione migliore.
3.2.4 Tecnica multistrato
In modalità assiale e spirale con tecnica multistrato, la procedura di analisi dell’immagine non si discosta da quanto già indicato. Si sottolinea che in
TCMS è fondamentale che il dispositivo di prova si estenda oltre la lunghezza del volume acquisito, quando si impieghi un bordo o un filo e che l’utilizzo della sferetta limita l’analisi a una sola immagine.
La risoluzione spaziale nel piano di scansione è influenzata dal filtro di
convoluzione impiegato per ricostruire l’immagine e da qualsiasi altro filtro
di postelaborazione applicato. Dipende inoltre dal numero di proiezioni che
compongono l’immagine. Questo numero dipende a sua volta dal rateo di
campionamento e dal tempo di scansione. Queste dipendenze sono spesso più
evidenti nelle immagini che sono ricostruite con algoritmi di risoluzione più
elevata. Per esempio, la risoluzione limite di un tomografo spesso si ottiene
con il tempo di rotazione più lungo, sebbene risoluzioni standard possano
essere ottenute con tutti i tempi di scansione.
La misura della risoluzione spaziale dipende dal campo di vista ricostruito, dove la dimensione del pixel risultante corrisponde al valore limite. Per un
corretto campionamento è necessario che le dimensioni del pixel siano inferiori dell’inverso del doppio della frequenza di cut-off prevista.
La risoluzione nel piano di scansione dipende inoltre dalle dimensioni
della macchia focale; molti tomografi sono dotati di due macchie focali, che
sono utilizzate in modo automatico in base alla scelta di determinati parametri di scansione.
Tecniche come quella che prevede di disallineare gli elementi del rivelatore rispetto all’asse centrale di un quarto della larghezza del rivelatore, o il
dynamic focal spot (per cui la posizione della macchia focale oscilla tra due
posizioni ogni pochi millisecondi) producono un numero doppio di proiezio-
TC: DESCRIZIONE
41
ni e pertanto forniscono una migliore risoluzione.
Un’altra tecnica che può essere impiegata è il collimatore “a pettine”, il
quale si adatta sui rivelatori in modo da ridurre la loro larghezza effettiva e
aumentare così la risoluzione spaziale dell’immagine.
Se il fantoccio è stato allineato in modo tale che il dispositivo di prova sia
perpendicolare al piano di scansione, la risoluzione nel piano di scansione
misurata è indipendente dallo spessore dello strato. L’allineamento del fantoccio non è particolarmente critico se si utilizza una sferetta ad alto contrasto.
La risoluzione spaziale nel piano di scansione è indipendente dai mA
impostati. L’impiego di un’elevata corrente anodica e di uno spessore dello
strato ampio, aumenta il rapporto segnale-rumore e consente un calcolo più
corretto dell’MTF, minimizzando gli errori. Per garantire che le scansioni ad
alta risoluzione utilizzino la macchia focale più piccola è necessario conoscere se l’apparecchiatura utilizza la macchia focale piccola solo per alcuni
valori 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 della
risoluzione spaziale nel tempo. Alcune variazioni possono risultare evidenti
nelle scansioni ad alta risoluzione a causa del deterioramento della macchia
focale nel tempo.
Vi possono essere piccoli cambiamenti della risoluzione spaziale qualora si
siano modificati i filtri di convoluzione durante un aggiornamento software.
In caso di significative sostituzioni di hardware, sarebbe opportuno verificare la risoluzione limite, dal momento che essa dipende da diversi fattori quali
l’allineamento fuoco–rivelatore; se si utilizzano i collimatori del rivelatore per
aumentare 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 il
campo di vista e può decrescere allontanandosi dall’isocentro. Durante le
prove di costanza, si dovrebbe valutare la risoluzione nella stessa posizione
all’interno del campo di vista.
fantocci per la valutazione della qualità.
Si sottolineano, comunque, alcune caratteristiche peculiari dei diversi
42
dispositivi di prova disponibili in commercio.
Il filo o la sferetta ad alto contrasto devono avere un diametro inferiore alla
risoluzione che deve essere valutata.
La sferetta è l’unico inserto che non è soggetto ai problemi di allineamento ma genera un’immagine con un rapporto segnale-rumore ridotto. Gli altri
dispositivi di prova devono essere correttamente allineati in modo che risultino paralleli al piano di scansione, perché altrimenti gli inserti diventerebbero effettivamente più larghi (barre, bacchette ecc.) o più sfuocati (bordo).
L’impiego dei fantocci che utilizzano bacchette o barre in perspex immerse
in acqua può risultare non idoneo alla valutazione degli algoritmi di più elevata risoluzione, in quanto il rumore può eguagliare la differenza in numeri
TC. Questi fantocci, inoltre, devono essere esaminati periodicamente perché
gli inserti in perspex possono distorcersi col tempo a causa dell’assorbimento di acqua da parte del materiale.
Per misurare la edge spread function, è necessario disporre di un fantoccio contenente un blocco di materiale ad alta densità a facce piane. Si considerano adeguate dimensioni dell’ordine di 80 × 40 mm nel piano dell’immagine e uno spessore che sia almeno il triplo dello spessore nominale dello
strato irradiato. Il perspex può essere utilizzato per scansioni a bassa risoluzione; per le più elevate risoluzioni è più adatto un materiale di maggior densità quale il politetrafluoroetilene (PTFE).
3.2.8 Risoluzione lungo l’asse z
La risoluzione spaziale di una MPR (ricostruzione multiplanare) può essere valutata posizionando l’oggetto test (barre, cilindretti, bordi o fili di alto
contrasto) orizzontalmente, lungo il piano parallelo al lettino. Si effettua poi
una serie di acquisizioni assiali e si ricostruisce l’immagine nel piano coronale che passa per l’oggetto test. L’immagine ricostruita può quindi essere
valutata nel solito modo. La risoluzione spaziale in questo piano dipenderà
dallo spessore di strato e dall’incremento di ricostruzione del gruppo di
immagini originali. Questo tipo di valutazione dovrebbe essere utile all’atto
del commissioning per comprendere il funzionamento del sistema di ricostruzione MPR piuttosto che come test di routine.
TC: DESCRIZIONE
43
3.3 n. TC e linearità
Il numero TC (Hs) di un campione di un materiale s è definito dall’espressione
(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 una
costante, che assume valore 1000 se il numero TC è espresso in unità
Hounsfield, ma su alcuni apparecchi questo valore è dimezzato quando si utilizzano particolari algoritmi di convoluzione. Il processo di attenuazione in
tomografia computerizzata è dominato dalle interazioni Compton per il tessuto molle, con qualche interazione fotoelettrica per materiali a più alto
numero atomico (Z). Le interazioni Compton sono indipendenti dal numero
atomico, proporzionali alla densità elettronica e inversamente proporzionali
all’energia (E). L’effetto fotoelettrico è approssimativamente proporzionale a
(Z/E)3.
Nella esecuzione dei piani di cura radioterapici, poiché l’effetto Compton
è l’interazione predominante dei raggi X alle alte energie, deve essere stabilita la relazione tra la densità elettronica e il numero TC per la valutazione
della 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 attenuazione
lineare, si acquisisce l’immagine di campioni di aria, acqua, Perspex, materiali equivalenti all’osso o qualsiasi altro materiale di composizione e densità
nota inseriti in un apposito fantoccio. I coefficienti di attenuazione dei materiali dipendono dall’energia del fascio; sarebbe necessario conoscere lo spettro di energia dei raggi X, ma in prima approssimazione si può fare riferimento all’energia efficace del fascio, che alla tensione di 120 kV può essere
assunta uguale a 70 keV. L’andamento del valori TC in funzione dei coefficienti di attenuazione lineare dovrebbe risultare una linea retta.
Per stabilire la relazione tra numeri TC e densità elettronica per i piani di
cura radioterapici, si utilizza un fantoccio contenente inserti di densità elettronica nota. L’andamento dei numeri TC in funzione della densità elettronica è approssimativamente lineare, anche se in pratica devia dall’andamento
lineare nella regione a più alti numeri TC a causa del maggior contributo
44
delle interazioni fotoelettriche. Il valore del numero TC può variare da un’apparecchiatura 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 solo
dal volume interno dell’inserto.
I valori dei numeri TC possono variare in seguito a ogni modifica allo
spettro del fascio di raggi X e dovrebbero essere valutati per tutti i valori di
tensione e per tutti i filtri impiegati. Possono inoltre variare con le dimensioni del campo e con gli algoritmi di ricostruzione.
Questo controllo è indispensabile, qualora l’apparecchiatura TC sia utilizzata in supporto alla radioterapia o per diagnosi basate sulla misura dei numeri TC.
fantocci per la valutazione della qualità in TCMS. I valori dei numeri TC possono essere influenzati dall’indurimento del fascio e sono pertanto sensibili
alla forma, alle dimensioni e alla composizione del fantoccio.
3.4 Uniformità dei numeri TC
Un fantoccio riempito d’acqua dovrebbe fornire un’immagine uniforme a
meno del rumore stocastico del sistema. Tuttavia, in pratica, scansioni di fantocci omogenei spesso mostrano graduali variazioni dei numeri TC attraverso l’immagine. Queste variazioni possono essere particolarmente visibili
quando la parte omogenea del fantoccio è circondata da un materiale ad alto
contrasto, quale quello che simula l’osso corticale.
Le valutazioni di questo parametro possono essere effettuate in modo
quantitativo valutando l’andamento del profilo dei numeri TC attraverso l’immagine del fantoccio.
3.4.2 Metodo di misura
Un metodo semplice consiste nel calcolare il numero TC medio di una
ROI al centro di una immagine di un fantoccio pieno d’acqua. Questo valore
deve essere confrontato con quello relativo alle ROI situate in prossimità del
TC: DESCRIZIONE
45
bordo del fantoccio. Per confrontare apparecchiature diverse, la variazione
massima del numero TC può essere espressa come percentuale della differenza tra i numeri TC dell’acqua e dell’aria:
(3.4)
dove
H1 = 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 diametro del fantoccio. L’immagine di questo profilo, possibilmente correlata
con i valori numerici dei singoli punti, può essere utilizzata come riferimento per le valutazioni successive. L’andamento dei profili può essere valutato
visivamente oppure confrontando il valore assunto da un certo numero di
punti prefissati.
Il metodo sopra descritto può essere utilizzato su immagini di un fantoccio omogeneo acquisite in modalità spirale. Talvolta, vi possono essere grandi disuniformità con gli algoritmi di interpolazione su 180° e la posizione
delle zone di disuniformità varia in funzione della posizione dell’immagine
lungo l’asse Z rispetto alla posizione angolare del tubo RX.
In generale, le apparecchiature dispongono di algoritmi di correzione per
l’indurimento del fascio che sono diversi a seconda della regione anatomica
studiata.
L’uniformità spaziale di un fantoccio riempito omogeneamente d’acqua
varia al variare della tensione e della filtrazione normalmente utilizzate. Può
inoltre variare rispetto al numero delle posizioni angolari di campionamento,
ai campi di vista di acquisizione e di ricostruzione, agli algoritmi di ricostruzione e ai programmi di retro-ricostruzione (post processing).
3.4.5 Commenti
Questo parametro può variare in seguito a modifiche al software o
all’hardware che vadano a modificare la filtrazione, gli algoritmi di indurimento del fascio ecc.
46
L’uniformità dei numeri CT, così come la linearità dei numeri CT, dipende dall’indurimento del fascio ed è sensibile alle dimensioni, alla forma e alla
composizione del fantoccio. Questo parametro è di particolare importanza
qualora l’analisi dei valori dei numeri CT venga utilizzata per finalità diagnostiche e, in questo caso, sarebbe opportuno utilizzare un idoneo fantoccio
antropomorfo.
L’uniformità spaziale dipende dalle dimensioni e dalla composizione del
fantoccio, particolarmente in presenza di materiali che simulano l’osso nei
fantocci 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 per
questo tipo di controllo. Fantocci di piccole dimensioni (16 – 20 cm di diametro) e dotati preferibilmente di un inserto per simulare la presenza dell’osso sono indicati per le scansioni dedicate agli esami encefalici, mentre
quelli di dimensioni maggiori (30 – 35 cm di diametro) sono adatti per i protocolli di scansione del corpo. Inoltre, si dovrebbero acquisire le immagini di
un fantoccio di dimensioni maggiori, se disponibile, per garantire una buona
uniformità per il più grande campo di vista.
Molti costruttori affermano che le loro apparecchiature sono calibrate per
un particolare forma e dimensione del fantoccio. Sebbene molti fantocci per
i controlli di qualità abbiano una sezione circolare, può essere appropriato
utilizzare un fantoccio di forma ellittica.
3.5 Risoluzione a basso contrasto
La sensibilità a basso contrasto è intesa come la capacità del sistema di
distinguere 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 contrasto, da due diversi parametri
• la rilevabilità a basso contrasto (LC detectability) , cioè la visibilità di
un singolo oggetto
• la risoluzione a basso contrasto (LC resolution) cioè la capacità di
distinguere frequenze spaziali
Gli oggetti test relativi al primo parametro sono di solito composti da
TC: DESCRIZIONE
47
oggetti simili di varie dimensioni, ad esempio inserti circolari con diametro
decrescente, e in genere sono riferiti a diversi valori di contrasto, come ad
esempio la sezione dedicata del fantoccio CatPhan. (figura 3.2).
Gli oggetti test relativi alla valutazione della risoluzione a basso contrasto
sono invece composti da inserti di forma varia (circolari o barre), costituiti da
due materiali a basso contrasto tra loro e disposti a diverse frequenze spaziali, esattamente come lo sono quelli per la valutazione della risoluzione spaziale ad alto contrasto. In questo caso però il contrasto è unico e quello che
varia è la frequenza spaziale dei dettagli. Un esempio è la sezione a basso
contrasto del fantoccio multipurpose dell’AAPM, in genere definito come
ATS Phantom (figura 3.1). Di fatto risulta consigliabile utilizzare la prima
tipologia di misura.
Figura 3.1: schema e immagine TC della
sezione del fantoccio del fantoccio AAPM –
Nuclear Associates [44]
Figura 3.2: immagine TC della sezione del
fantoccio Catphan per il basso contrasto
48
La rilevabilità a basso contrasto (low contrast detectability o LCD) è una
valutazione importante di un sistema di immagine perché definisce la dimensione minima visibile di oggetti di basso contrasto ([2], [4], [14], [16] ).
Le informazioni fornite dal costruttore dovrebbero essere verificate in fase
di accettazione dell’apparecchiatura. Le misure di LCD non devono necessariamente essere eseguite nelle prove di costanza poiché le componenti che
influenzano il parametro cioè il rumore dell’immagine, la risoluzione spaziale ad alto contrasto e la dose al paziente sono controllate separatamente.
La difficoltà principale nella valutazione della risoluzione a basso contrasto è che richiede una valutazione soggettiva di dettagli di immagini da parte
di un osservatore e quindi non fornisce un risultato rigorosamente quantitativo; tuttavia il parametro è un indice del prodotto finale del sistema e di come
l’immagine viene percepita.
La rilevabilità a basso contrasto è comunemente definita con un singolo
valore, che rappresenta il diametro del minimo oggetto rilevabile, per un
determinato valore di contrasto e per un determinato valore di dose in ingresso al fantoccio. Vanno inoltre riportati, per completare la descrizione delle
condizioni di acquisizione, lo spessore di strato e il filtro di ricostruzione.
Una descrizione più completa della rilevabilità di oggetti andrebbe definita
con la curva dettaglio-contrasto, come riportato nella Fig.3.3.
Figura 3.3 : Curva
contrasto-dettaglio
[16]
TC: DESCRIZIONE
49
Questa curva fornisce la risoluzione percepita per un ampio intervallo di
contrasto. La forma della curva è però influenzata da una combinazione di
rumore e di risoluzione spaziale, cioè dalla maggior parte dei parametri di
acquisizione a questi connessi come i mAs, i kV, lo spessore di strato e gli
algoritmi 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 il
numero 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 numero
di oggetti di diverse dimensioni che hanno uno specifico contrasto o diversi
contrasti nominali. I diversi valori di contrasto si ottengono sia variando la
composizione del materiale sia sfruttando gli effetti di volume parziale creati dall’oggetto che riempie in modo diverso il volume acquisito.
I valori di contrasto forniti per gli oggetti test commerciali sono nominali
e, per una accurata caratterizzazione della risoluzione a basso contrasto,
andrebbero misurati su ciascun tomografo e per tutti i diversi protocolli di
acquisizione. È necessario però tenere in considerazione l’ampia variabilità
dei valori di contrasto in funzione dello spettro della radiazione e della dipendenza dalla temperatura; per quest’ultima si riportano nel caso del ATS
Phantom infatti inversioni di contrasto (da 6.9 HU a –1.7HU) tra i due materiali dell’oggetto test (acqua distillata inserita nei fori e il disco di silicone che
costituisce 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 acquisito
il volume di interesse si valuta sull’immagine l’oggetto di minori dimensioni
percepibile a parità di contrasto. Per eseguire il test in modo adeguato si
devono acquisire un numero sufficiente di immagini, avere diversi osservatori e valutare l’immagine con un’opportuna illuminazione ambientale.
Dovrebbe essere, pertanto, definito un adeguato protocollo per la visualizzazione delle immagini; questo può essere definito da un valore di finestra e da
un n.TC medio oppure, alternativamente, può essere scelta dall’osservatore la
50
miglior condizione di visualizzazione.
L’analisi del basso contrasto può essere anche condotta in modalità di
acquisizione spirale, posto che l’oggetto test sia sufficientemente lungo per il
volume di acquisizione impostato. Si sottolinea che costruttori tendono a non
definire valori nominali di contrasto per acquisizioni spirali.
Le stesse considerazioni sulla lunghezza dell’oggetto test valgono anche
nel caso di acquisizioni multistrato sia assiali che spirali.
I valori di riferimento forniti dai costruttori definiscono la rilevabilità a
basso contrasto solo come dimensione minima rilevabile per una singola coppia di valore di contrasto e dose all’ingresso. I dati forniti non sono in genere accompagnati da indicazioni relative allo spessore di acquisizione e all’algoritmo di ricostruzione utilizzato in fase di misura. Per i tomografi a singolo strato viene in genere utilizzato lo spessore 10 mm e gli algoritmi più utilizzati nella routine; per una più corretta interpretazione delle misure eseguite in fase di accettazione queste informazioni dovrebbero essere richieste al
costruttore.
Per verificare le specifiche del costruttore, in termini di LCD, è possibile
effettuare correzioni anche se è consigliabile utilizzare esattamente le stesse
modalità di acquisizione.
In alternativa alla valutazione visiva della LCD è possibile combinare
numericamente o graficamente i valori di rumore, dose, spessore di strato e
la risoluzione spaziale.
Ci sono relazioni teoriche che sono state definite da studi sui primi tomografi che spesso sono utilizzate a tale scopo [16]. Queste relazioni possono
essere utilizzate [25] per correggere i dati di risoluzione a basso contrasto e
per confrontare i risultati ottenuti in diverse condizioni di rumore, contrasto
o risoluzione come mostrato nell’equazione successiva. La relazione tra
rumore, dose e spessore di strato è ben nota dalla teoria; comunque la complessità dei tomografi più recenti ha mostrato che tali relazioni vanno trattate con cautela poiché possono essere ricavate empiricamente solo per alcuni
algoritmi standard di ricostruzione.
Se possibile, è preferibile acquisire le immagini con i parametri corretti
poiché la relazione è soggetta ad approssimazioni
(3.7)
Dove:
TC: DESCRIZIONE
51
T = spessore di strato nominale o misurato (mm)
σ = deviazione standard normalizzata (%)
R = dimensione minima rilevabile (mm)
D = dose (mGy).
fantocci per la valutazione della qualità in TCMS. Si ricorda che la rilevabilità a basso contrasto dipende dalle dimensioni dell’oggetto test e dalla sua
composizione e che i fantocci test più comuni utilizzati delle ditte costruttrici di tomografi per la determinazione dei valori di riferimento dell’LCD sono
l’inserto a basso contrasto del Catphan o del Gammex, oppure l’inserto ATS
che è una parte del fantoccio AAPM. Come visto in premessa in realtà il fantoccio AAPM serve a valutare la risoluzione a basso contrasto, per l’unico
valore di contrasto dell’oggetto test, che come abbiamo visto può variare da
misura a misura e da tomografo a seconda dello spettro del fascio (quindi
tensione, filtrazione, etc) e della temperatura.
3.6 Artefatti
Le immagini TC possono presentare artefatti, cioè delle discrepanze sistematiche tra i numeri TC dell’immagine ricostruita e i coefficienti di attenuazione 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 un
fascio di raggi X varia nell’attraversare diversi strati di materia, poiché
i fotoni di bassa energia sono assorbiti in percentuale maggiore e l’energia media del fascio aumenta con l’aumentare dello strato attraversato. L’indurimento del fascio viene interpretato dall’apparecchiatura
come una minor attenuazione e quindi una minor densità dell’oggetto
in esame.
- Volume parziale – Se in un voxel sono compresi mezzi con densità
diversa, il numero TC associato è proporzionale alla media pesata dei
coefficienti di attenuazione dei singoli oggetti, con conseguente sottoo sovra-stima del numero TC associato.
- Photon starvation – In corrispondenza di strutture con elevato potere
52
attenuante, è possibile che, in particolari posizioni angolari del tubo, un
numero insufficiente di fotoni raggiunga i rivelatori, dando luogo a
immagini rumorose.
- Sotto-campionamento – Un numero insufficiente di fotoni emessi o un
ridotto numero di proiezioni acquisite durante una rotazione produce
artefatti a strisce che irradiano dai bordi di strutture dense.
2. Artefatti che originano dal paziente.
- Materiali metallici – L’elevata densità dei materiali metallici impiantati o esterni al paziente sta ben al di sopra del normale intervallo di valori che l’apparecchiatura è in grado di elaborare, creando discontinuità
nei profili di attenuazione.
- Movimento – I movimenti volontari o involontari del paziente provocano un’errata registrazione dei dati nell’immagine ricostruita.
- Proiezioni incomplete – La presenza di oggetti di elevata densità al di
fuori del FOV di acquisizione (arti superiori del paziente, tubi di raccordo contenenti mezzo di contrasto ecc.) altera la lettura dei rivelatori 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 un
banco di un tomografo di terza generazione fornisce, in ogni posizione
angolare, una lettura errata e tale da produrre una figura ad anello.
Questo artefatto è più frequente con i rivelatori a stato solido, piuttosto
che con i rivelatori a gas.
Tralasciamo ulteriori osservazioni per gli artefatti dei primi 3 tipi, per i
quali valgono le stesse osservazioni dei tomografi tradizionali, per concentrarci 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 della
SSP per i tomografi a singolo strato, e i processi di interpolazione che utilizzano modelli di ricostruzione lineari (180°LI o 360°LI), possono generare
specifici artefatti di volume parziale. Questi artefatti sono particolarmente
rilevanti in corrispondenza di dettagli che presentano una variazione accentuata lungo l’asse z, sia in termini di forma che di posizione, e per questo vengono “visti” dai rivelatori secondo angoli diversi lungo la traiettoria spirale.
L’immagine della sezione di un cono acquisito con tecnica spirale ha la forma
di una ellisse distorta che varia la sua orientazione (Fig. 3.4), mentre l’im-
TC: DESCRIZIONE
53
magine della sezione di una struttura cilindrica inclinata rispetto al piano di
scansione è costante in termini di forma ma presenta artefatti a banda che si
irradiano all’intorno (Fig. 3.5)
Figura 3.4: immagini di un cono orientato lungo l’asse z
acquisite in modalità spirale. [52]
Figura 3.5: immagini di un oggetto cilindrico inclinato
lungo l’asse z acquisite in modalità spirale. [52]
54
La comparsa e la rilevanza di questi artefatti dipende dalla scelta del pitch
e dal tipo di interpolazione impiegata [7]. Per ridurre questo tipo di artefatto
occorre:
- ridurre il pitch;
- ridurre l’intervallo di interpolazione;
- ridurre lo spessore dello strato.
I processi di interpolazione delle TCMS producono una forma più complessa di distorsione delle immagini che dà luogo a un artefatto indicato con
il termine di “mulino a vento”.
Questa forma tipica è dovuta al fatto
che i diversi canali di rivelazione intersecano il piano di ricostruzione dell’immagine durante la rotazione del tubo RX.
Gli angoli formati dalle “pale” sono
uguali alla differenza tra le posizioni
angolari in corrispondenza delle quali file
consecutive di rivelatori intersecano il
piano dell’immagine. Indicando con pd il
pitch riferito all’ampiezza di un singolo
rivelatore [Eq. 1.2], gli angoli α risultano
Figura 3.6:
uguali a 360°/pd.
artefatti a mulino a vento [19]
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].
TC: DESCRIZIONE
55
Pertanto, il numero di “pale” visibili è proporzionale al numero di canali
che 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 algoritmi 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 fan
beam (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 più
perpendicolare all’asse del paziente, violando così un assunto di base della
56
retro-ricostruzione 2D. L’errata registrazione dei dati (Figura 1.6) comporta
la formazione di artefatti di volume parziale che risultano più evidenti su
strutture che variano in modo accentuato lungo l’asse z e all’aumentare del
pitch.
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 produttrici
impiegano algoritmi di correzione cone beam.
Figura 3.11: effetti di un algoritmo di interpolazione standard
e un algoritmo di correzione cone beam [54]
TC: DESCRIZIONE
57
3.6.1.3 Elaborazioni tridimensionali
L’artefatto a “zebra” è tipico della tecnica spirale, è divenuto frequente
con le TCMS ed è visibile nelle ricostruzioni MIP. Esso consiste di bande
chiare e scure non parallele ai piani delle immagini ricostruite ed è originato
dalla non uniforme distribuzione del rumore all’interno dell’immagine ricostruita, dovuta all’interazione tra gli algoritmi di interpolazione spirale e gli
algoritmi 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 definiscono il set di dati utilizzati per ricostruire l’immagine. Il rumore dell’immagine segue pertanto un andamento ciclico, passando da un valore massimo
in prossimità delle posizioni angolari vicine agli estremi dell’intervallo di
ricostruzione a un valore minimo in corrispondenza della parte centrale del
set di dati. Tale fenomeno si verifica una sola volta per rotazione su un tomografo a strato singolo che impiega un algoritmo di ricostruzione lineare
180°LI, ma nei tomografi MS aumenta proporzionalmente con il numero di
canali impiegati.
In fase di elaborazione dell’immagine MIP, alle regioni caratterizzate da
valori più elevati di rumore verrà assegnato un valore MIP più elevato, perché 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 traduce in una rappresentazione periodica di bande alternate chiare e scure
all’interno dell’immagine MIP che non sono parallele al piano di ricostruzione delle immagini, in quanto ciascuna immagine presenta una zona ad alto
rumore (che contribuisce alla banda chiara) e una a basso rumore (banda
scura).
L’artefatto Venetian blind è tipico della tecnica spirale multistrato ed è
58
visibile nelle ricostruzioni MIP. Consiste in bande chiare e scure parallele
all’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 singola
immagine ricostruita e dalla variazione dello stesso rumore da un’immagine
all’altra. Tale variazione dipende dal fatto che il rumore di una proiezione è
funzione del corrispondente angolo di proiezione.
Le condizioni che favoriscono l’artefatto, per le quali è maggiore l’entità
della variazione del rumore in ciascun intervallo angolare di 2π, sono:
le caratteristiche dell’oggetto, costante lungo l’asse z ma con forma e densità arbitrarie nel piano X-Y (l’oggetto appare diverso al variare della posizione 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].
TC: DESCRIZIONE
59
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 di
ricostruzione spirale nei tomografi TCMS, producendo gravi artefatti nell’immagine, quali la distorsione o la discontinuità di dettagli anatomici.
A causa dell’inclinazione del gantry, infatti, l’isocentro di ricostruzione
dei canali più esterni non coincide con l’isocentro del gantry e si possono
avere tanti isocentri di ricostruzione quanti sono i canali utilizzati per ricostruire l’immagine. Si spiega così il motivo per cui alcune delle strutture ricostruite risultano spostate e sovrapposte, mentre altre appaiono scarsamente
definite.
Per ridurre o eliminare gli effetti del disallineamento degli isocentri sono
stati sviluppati sistemi di compensazione mediante il riallineamento delle
proiezioni oppure mediante correzioni in fase di retro-proiezione.
3.6.1.5 Diversa risposta dei singoli canali di acquisizione
L’utilizzo dei tomografi multistrato
in modalità assiale comporta che le
immagini di regioni anatomiche contigue siano acquisite da canali di acquisizione diversi. Un difetto di funzionamento, un’errata calibrazione o qualsiasi altro inconveniente a carico di un
solo canale può dar luogo a un artefatto visibile solo sulle immagini acquisite con quel singolo canale, simulando
la 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].
60
Come già osservato nel capitolo relativo ai fantocci, solo recentemente
troviamo in commercio oggetti test specifici che permettano di quantificare
l’entità e le caratteristiche dell’artefatto. Inoltre è difficile definire dei veri e
propri metodi di misura: in prima analisi è possibile effettuare valutazioni
visive che forniscano per confronto delle informazioni sull’entità e le caratteristiche dell’artefatto. Ad esempio è utile confrontare come variano gli artefatti al variare della configurazione di un tomografo TCMS o del pitch.
Con l’introduzione degli algoritmi di ricostruzione Cone Beam, l’effetto di
questi artefatti viene ridotto più o meno efficacemente a secondo del tipo di
4 rows
8 rows
12 rows
16 rows
Figura 3.16: MPR del fantoccio torace senza algoritmi di correzione Cone Beam [20]
TC: DESCRIZIONE
61
algoritmo. Si confronti ad esempio la figura 3.16 con la figura 3.17: nella
prima sono evidenti gli artefatti da Cone Beam, nella seconda si nota che con
l’algoritmo AMPR (di tipo Cone Beam) viene migliorata la qualità dell’immagine [20].
Uno dei principali obiettivi delle ditte costruttrici di tomografi è orientato
all’implementare tecniche di ricostruzione Cone Beam sempre più efficaci e
veloci e per questo sono allo studio dei metodi che consentano di analizzare
numericamente il beneficio dei diversi algoritmi [21].
16 rows pitch 1,0
16 rows pitch 1,5
Figura 3.17: MPR del fantoccio torace con algoritmo di ricostruzione AMPR [20]
Nella figura 3.18 è riportato un esempio relativo
all’utilizzo del fantoccio
tipo Clock phantom citato
nel capitolo degli artefatti
[7].
Figura 3.18: Immagini del fantoccio tipo Clock phantom con
artefatti di tipo Cone Bean [7]
62
4 CARATTERISTICHE DELLO STRATO
Lo strato può essere definito in termini di strato irradiato e di spessore
dello strato.
Lo spessore dello strato è un parametro di fondamentale importanza per
determinare la risoluzione dell’immagine lungo l’asse z mentre lo spessore
irradiato, o ampiezza del profilo di dose, è una misura della collimazione “pre
paziente” del fascio radiante lungo l’asse z.
Sia nei tomografi a singolo strato che in quelli multistrato, si ha una prima
collimazione del fascio di raggi X lungo l’asse z (collimazione “pre paziente”); dopo l’irradiazione del paziente, l’ampiezza del fascio può essere ulteriormente modificata dai collimatori “post paziente”. Lo scopo di questa
seconda collimazione è quello di ridurre la radiazione diffusa sui collimatori
e di ottenere uno strato più sottile di quello che sia possibile ottenere impiegando semplicemente una collimazione “pre paziente”. Nei tomografi multistrato la post collimazione può essere impiegata anche per escludere alcuni
elementi di rilevazione ed ottenere quindi degli strati più sottili delle effettive dimensioni dei rivelatori (narrow collimation). Tuttavia nei sistemi multistrato oggi in commercio la post-collimazione non è quasi mai presente.
In un sistema ideale, lo spessore dello strato e lo spessore irradiato coincidono; in realtà lo spessore irradiato è sempre maggiore dello spessore dello
strato. Questo fenomeno si verifica in maniera più accentuata nei tomografi
multistrato dove lo spessore irradiato è più ampio per assicurare che tutti gli
elementi di rivelazione impiegati per la formazione dell’immagine siano irradiati uniformemente.
4.1 Spessore irradiato
Per verificare la collimazione del fascio di radiazione in direzione z si
misura lo spessore irradiato. Le misure vengono solitamente eseguite in
modalità assiale; non è necessario ripeterle in modalità spirale perché la collimazione 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 può
essere misurato utilizzando i dosimetri a termoluminescenza o pellicole a
bassa sensibilità; lo spessore irradiato viene solitamente misurato all’isocentro, perché le ditte produttrici forniscono le specifiche dello spessore dello
TC: DESCRIZIONE
63
strato nominale in questa posizione.
I TLD possono essere utilizzati solo per la valutazione di spessori superiori a 2 mm; per spessori irradiati più sottili, le dimensioni dei rivelatori limitano l’accuratezza dei profili. Per spessori sottili è necessario utilizzare le
pellicole radiografiche.
La pellicola viene posizionata perpendicolarmente al piano di scansione in
corrispondenza dell’isocentro; per limitare la radiazione diffusa dal tavolo, è
opportuno collocarla su un supporto di polistirolo. Dopo aver sviluppato la
pellicola, si ricava la FWHM del profilo di densità ottica, ottenuto digitalizzando il film. Per avere un’accuratezza migliore si può convertire il profilo di
densità ottiche in un profilo di dose utilizzando una curva di calibrazione
dose-densità ottica. Si suggerisce di utilizzare film per la verifica di radioterapia oppure film dentali o industriali.
Un nuovo tipo di pellicola utilizzabile è la pellicola “Gafchromic® XRCT (ISP – 1361 Alps Road, Wayne, NJ 07470) [39]. Si tratta di una pellicola 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 digitalizzata con scanner ottico riflessivo da banco (fig. 4.1).
Una volta ottenuto il profilo, oltre a misurare la FWHM e la FWTM, si
può analizzare la sua forma per vedere quanto si avvicina a un profilo rettangolare. Questa analisi può dare informazioni sulla collimazione, sulla geometria dei rivelatori e sulla macchia focale.
Figura 4.1: schema ed esempio di pellicola gafchromic impressionata [39]
64
4.1.2 Considerazioni per tomografi multistrato
Nei tomografi multistrato si può misurare lo spessore irradiato con gli
stessi metodi descritti per i tomografi a singolo strato. In generale si osserva
che lo spessore irradiato è maggiore della somma degli spessori degli strati
della configurazione utilizzata per ottenere un certo spessore totale; questo si
verifica perché è necessario avere un’irradiazione uniforme di tutti i rivelatori utilizzati, e quindi la penombra del fascio si estende oltre gli elementi di
rivelazione più esterni che vengono utilizzati per creare lo strato.
Le misure dello spessore irradiato devono essere eseguite per ogni collimazione possibile sia per TC singolo strato che multistrato.
Il profilo dipende dalle dimensioni della macchia focale, in particolare per
le collimazioni sottili, e non dipende dal FOV.
4.2
Lo spessore dello strato definisce l’effettiva sezione tomografica che tiene
conto sia della collimazione del fascio in uscita dal tubo radiogeno, sia, molto
spesso, di una post-collimazione del sistema di rivelatori. Nei sistemi spirali
sia a singolo che multistrato inoltre la forma del profilo dipende fortemente
dalle tecniche di ricostruzione lungo z. Lo spessore dello strato ricostruito è
generalmente espresso in termini di FWHM e FWTM del profilo di sensibilità 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 fantoccio pieno di acqua o di materiale omogeneo in cui è inserito un oggetto
test sottile e ad alto contrasto, come un foglio sottile di alluminio, inclinato
rispetto al piano di scansione (rampa). È possibile anche utilizzare due rampe
che si incrociano a formare una “X” e che siano posizionate simmetricamente rispetto all’asse z in modo tale da riuscire a correggere eventuali disallineamenti del fantoccio mediando le misure ottenute sulle due rampe.
L’immagine delle rampe viene generalmente acquisita nel piano in cui si
incrociano; il contributo della rampa di alluminio presente nell’immagine
dipende dello spessore dello strato e dall’angolo che la rampa forma con il
piano di scansione.
TC: DESCRIZIONE
65
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 funzione della distanza si calcolano dai profili i valori di FWHM. Lo spessore
dello 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 sul
profilo, 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 lo
spessore dello strato a partire dal valore medio degli spessori ottenuti sulle
due rampe. I profili dei numeri CT saranno identici se le rampe sono allineate e centrate correttamente rispetto al piano tomografico. In presenza di disallineamenti tra l’asse z del fantoccio e l’asse del tomografo i due profili saranno diversi, ma mediando i risultati si possono elidere le differenze.
I fantocci disponibili in commercio hanno inserti che formano con il piano
di scansione angoli di 25°, 30° o 45°. Con un angolo di 45° il fattore correttivo è pari a 1 e quindi si può avere una misura di spessore di strato direttamente 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 spessore dello strato ricostruito per scansioni spirale, a causa degli artefatti da
interpolazione che nascono dalla presenza di oggetti ad alto contrasto posti
con una certa angolazione rispetto al piano dell’immagine. Per valutare lo
spessore dello strato in modalità spirale è necessario ricorrere a un metodo
alternativo, utilizzando fantocci dedicati. Tali fantocci contengono una sfe-
66
retta (con diametro submillimetrico) o un foglio sottile di materiale ad alto
contrasto (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 pratici
di quelli con la sferetta, perché hanno problemi di allineamento; tuttavia, nel
caso di fantocci contenenti la sferetta si hanno problemi legati al rapporto
segnale-rumore, perché per ricavare il numero TC si utilizzano ROI molto
piccole (1-2 pixel).
Per misurare lo spessore dello strato in modalità spirale si effettua una
acquisizione centrata sull’inserto e si ricostruiscono le immagini a intervalli
che non devono essere superiori ad 1/10 dello spessore dello strato; per ogni
strato si registra poi il valore massimo (o il valore medio) del numero TC di
una ROI centrata sull’inserto. In genere se l’inserto è una sfera si preferisce
prendere il massimo, se l’inserto è un disco si prende la media. Tale ROI deve
essere grande a sufficienza per minimizzare le fluttuazioni statistiche dei
numeri TC ma piccola a sufficienza per minimizzare ogni errore dovuto a un
eventuale disallineamento del disco.
La curva SSP (slice sensitivity profile, che rappresenta il profilo di sensibilità in direzione z) si ottiene mettendo in grafico i valori dei numeri TC in
funzione della distanza; la FWHM della curva così ricavata è una misura
dello spessore dello strato in modalità spirale. Tuttavia la FWHM non è un
descrittore completo della curva di sensibilità lungo l’asse z, dal momento
che la forma del profilo si allarga e cambia in immagini acquisite in spirale
rispetto alle immagini acquisite in assiale ed inoltre tale forma dipende dal
pitch e dagli algoritmi di interpolazione. Possono quindi essere introdotti
ulteriori descrittori: FWTM e FWTA (full width at tenth area).
Si può prevedere lo spessore dello strato ricostruito in una acquisizione
TC: DESCRIZIONE
67
spirale per diversi valori di pitch e per diversi algoritmi di interpolazione
(tabella 4.1). Questi rapporti possono essere riportati anche ad altri spessori
di strato.
Spessore misurato (mm)
Spessore
nominale (mm)
Assiale
5
5
Spirale pitch 1
360 LI
180LI
6.3
5
Spirale pitch 2
360LI
180LI
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 per
scansioni assiali, incrementando la posizione dell’oggetto test a piccoli intervalli lungo l’asse z ed acquisendo in corrispondenza di ogni posizione per
ottenere una serie di immagini. Ovviamente questo metodo è influenzato dall’accuratezza del movimento del lettino.
4.2.3 Metodi di misura: tomografi multistrato
I metodi descritti sopra possono essere utilizzati anche per valutare lo
spessore dello strato di tomografi multistrato.
Per acquisizioni in assiale è opportuno valutare lo spessore di ogni singolo strato e confrontare sia i valori ottenuti su diversi strati a parità di collimazione che i valori ottenuti per diverse configurazioni di rivelatori, a parità
di spessore nominale, per verificare che ci sia consistenza tra di essi.
Le rampe inclinate contenute nei fantocci devono essere lunghe a sufficienza da comprendere tutte le immagini acquisite simultaneamente in assiale; nel caso in cui l’oggetto test non sia lungo a sufficienza, si può analizzare ogni immagine separatamente spostando la posizione di scansione per
assicurare che le immagini ottenute da ogni gruppo di rivelatori coincida con
la parte centrale dell’oggetto test.
Lo spessore dello strato per acquisizioni assiali dipende dalle collimazioni pre e post paziente; per acquisizioni spirale dipende anche dal pitch e dall’algoritmo di interpolazione.
Per acquisizioni in spirale, i tomografi multistrato utilizzano algoritmi
diversi da quelli impiegati nei tomografi a singolo strato in modo tale da fare
un uso ottimale dei dati disponibili. Utilizzando quindi degli algoritmi di z filtering (vedi paragrafo 1.2) con diverse funzioni peso si possono ottenere
immagini il cui spessore di strato è invariante con il pitch.
68
Il profilo di sensibilità in direzione z è dipendente dalle macchia focale utilizzata, in particolare per le collimazioni sottili. Alcuni tomografi hanno due
macchie focali che sono selezionate automaticamente in dipendenza dai parametri di scansione. Per esempio, la macchia focale piccola può essere selezionata solo con spessori sottili, bassa corrente nel tubo ed algoritmi ad alta
risoluzione. Il profilo di sensibilità è indipendente dal kernel di convoluzione
utilizzato nella ricostruzione dell’immagine assiale. Tuttavia, se vengono utilizzati algoritmi ad alta risoluzione o algoritmi molto smoothing si possono
avere delle differenze; è consigliabile, quindi, acquisire i profili utilizzando
algoritmi standard.
Infine, il FOV di scansione non influenza lo spessore dello strato mentre
il FOV di ricostruzione influisce sull’accuratezza delle misure di spessore
eseguite con fantocci contenenti le rampe incrociate perché tale accuratezza
dipende dalle dimensioni del pixel: è quindi consigliabile utilizzare un FOV
piccolo per avere una minore dimensione del pixel.
Come già spiegato nella sezione relativa agli oggetti test, la misura di
spessori sottili è critica, e questo problema si manifesta correntemente nei
sistemi a 16 o 64 strati dove le dimensioni del rivelatore consentono di ricostruire spessori da 0.5 o 0.6 mm. In questo caso occorre avere rampe con
angoli 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 del
fascio di radiazione che viene utilizzata nel processo di formazione dell’immagine; l’efficienza geometrica può essere distinta in due componenti [8]:
Efficienza geometrica lungo l’asse z, che tiene conto della porzione del
profilo di dose che viene utilizzata nel processo di imaging;
Efficienza geometrica del sistema di rivelazione, che definisce la porzione
dell’area totale del sistema di rivelazione che contiene materiale di rivelazione attivo.
4.3.1 Efficienza geometrica lungo l’asse z
Nella norma IEC 60601-2-44 (Ed. 1, 1999) [40] l’efficienza geometrica è
definita come la FWHM del profilo di sensibilità (spessore dello strato)
espressa come percentuale della FWHM del profilo di dose:
(4.2)
TC: DESCRIZIONE
69
Nella norma IEC 60601-2-44 (Ed. 2, 2003) [41] è stata introdotta una
nuova definizione, secondo cui l’efficienza geometrica è l’integrale del profilo della dose nella direzione z, integrato sul range sotteso dagli elementi del
rivelatore utilizzati durante l’acquisizione, espressa come percentuale dell’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 sia
visualizzato sulla consolle qualora sia inferiore al 70%. Per un impiego ottimale della dose l’efficienza geometrica dovrebbe essere prossima al 100%.
Secondo la vecchia definizione quindi l’efficienza geometrica è il rapporto tra lo spessore dello strato e lo spessore irradiato; secondo la nuova definizione è il rapporto tra l’integrale del profilo della dose su un range pari allo
spessore nominale dello strato e l’integrale dell’intero profilo della dose.
Per misurare l’efficienza geometrica secondo la vecchia definizione è
necessario disporre dei valori dello spessore di strato e della FWHM del profilo della dose lungo l’asse z.
I limiti connessi alla definizione del 1999 sono legati alle differenti condizioni di misura (misura in aria per lo spessore irradiato e in fantoccio per
lo spessore dello strato) e, nel caso di TCMS, alla necessità di eseguire molteplici misure, poiché ogni spessore di strato si può ottenere mediante diverse configurazioni.
Integral of
dose profile over
range of normal
slice
Figura 4.4: le due definizioni di efficienza geometrica [23]
70
Inoltre, nel caso di strati sottili (< 1 mm), i valori dello spessore dello strato ottenuti con il metodo della rampa inclinata inclusa nei fantocci attualmente disponibili non sono accurati, e portano quindi a un’indeterminazione
sul valore dell’efficienza geometrica stessa.
Anche la nuova definizione non è comunque esente da problemi legati al
fatto che non è definita la posizione del profilo della dose rispetto ai rivelatori. Se si vuole calcolare l’efficienza geometrica secondo la definizione del
2003, sono, quindi, possibili due diversi approcci: o centrare il range di integrazione sul centro del profilo della dose a metà della FWHM, oppure scegliere la posizione del range che dà la massima efficienza geometrica. I valori di efficienza determinati mediante i due approcci hanno una differenza
massima 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 equivalenti.
Nella figura 4.5 sono riportati i risultati di misure di efficienza su alcuni
tomografi di nuova generazione: si nota che l’efficienza lungo l’asse z cresce
all’aumentare della collimazione, arrivando comunque a un valore di saturazione che non è ulteriormente migliorabile.
Nei sistemi TCMS si verifica infatti il fenomeno dell’overbeaming, cioè si
impiega un fascio di radiazione più largo di quello che sarebbe richiesto in
sistemi a singolo strato, per assicurare che tutti i rivelatori che vengono utilizzati per la formazione dell’immagine siano irradiati uniformemente.
Figura 4.5: efficienza geometrica lungo l’asse z
TC: DESCRIZIONE
71
Questa parte di fascio “extra” è generalmente fissata ed è in proporzione
maggiore per spessori minori; ciò giustifica la caduta dell’efficienza alle
basse collimazioni. Nella figura 4.5 si mostra che le misure eseguite con le
due definizioni di efficienza geometrica sopra descritte portano a risultati
paragonabili tra loro con differenze contenute entro il 2% tranne che per strati 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 rapporto tra l’area attiva e l’area totale del sistema di rivelazione.
L’area totale di rivelazione è costituita da materiale di rivelazione e da
setti tra gli elementi di
rivelazione, sia nel piano
di 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 simultaneamente, la dimensione degli elementi di rivelazione lungo l’asse z diminuisce; ciò comporta un aumento del numero di setti e quindi una diminuzione dell’efficienza geometrica del sistema di rivelazione. Tale effetto è
mostrato nella tabella 2 per i tomografi Philips Mx8000: in questo esempio
la diminuzione dell’efficienza geometrica passando da un sistema a 2 strati a
uno a 16 strati è del 5%. Questo valore naturalmente dipende dalla configurazione del sistema di rivelazione; si ha comunque una tendenza verso valori di efficienza più bassi man mano che aumenta il numero di rivelatori per
unità di lunghezza.
Numero di strati Numero di banchi Copertura lungo
di rivelatori
l’asse z (mm)
2
2
20
4
8
20
16
24
24
Efficienza del sistema
di rivelazione (%)
80
78
75
Tabella 4.2: efficienza geometrica del sistema di rivelazione per tomografi Philips Mx8000 [8].
72
5 INDICI DI DOSE
La scelta degli indici di dose e dei metodi di misura dipende dallo scopo
che ci si prefigge; in fase di accettazione dell’apparecchiatura tomografica,
generalmente, è necessario effettuare le misure in fantoccio standard di
PMMA per confrontare i dati con le specifiche delle Ditte costruttrici. Per le
prove di costanza può essere sufficiente effettuare solo la misura in aria dell’output del tubo.
Le misure in fantoccio standard di PMMA dovrebbero essere utilizzate
per confrontare diversi tomografi e protocolli diversi o per la verifica dei
livelli diagnostici di riferimento (LDR).
I parametri dosimetrici possono essere misurati a partire da una scansione
singola assiale da cui è possibile ricavare l’indice di dose della tomografia
computerizzata (CTDI).
5.1 Indice di Dose per Tomografia Computerizzata (CTDI)
5.1.1 Definizioni
Il CTDI (Computed Tomography Dose Index) è definito nel seguente
modo:
(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 tomografi
a singolo strato, n=4 per un tomografi a 4 strati, etc.)
T
= lo spessore nominale dello strato o l’ampiezza del gruppo di rivelatori nel caso di TC multistrato (per esempio 5 mm per una
acquisizione 4 x 5 mm)
Il CTDI può facilmente essere misurato usando una camera a ionizzazione a stilo lunga 10 cm. In tal caso la formula ha dei precisi limiti di integrazione 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’estensione su cui è stata effettuata l’integrazione.
TC: DESCRIZIONE
73
La camera a ionizzazione deve essere allineata con l’asse z del tomografo
e irradiata con una scansione assiale impostando un singolo strato al centro
della lunghezza della camera. La camera ha una risposta lineare lungo la sua
lunghezza e generalmente viene calibrata con un campo uniforme che la
copre interamente. Il valore ottenuto con una singola scansione è il valore
medio dell’esposizione o della dose lungo la camera. Viene quindi applicato
il fattore di calibrazione della camera e, se necessario, il fattore per la conversione in dose. Per una maggior accuratezza la misura deve essere moltiplicata per il fattore di correzione per la temperatura e la pressione.
L’integrale del profilo della dose è calcolato moltiplicando la dose misurata
per la lunghezza della camera. Infine questo ultimo valore diviso per lo spessore nominale dello strato è il CTDI100.
(5.2)
mGy
dove:
R
cfE
L
n
T
= Kerma in aria misurato (mGy) corretto per il fattore di correzione per la temperatura e la pressione
= fattore di calibrazione per la camera a ionizzazione a una appropriata energia (55 keV per misure in aria, 70 keV per misure in
fantoccio)
= lunghezza della camera a ionizzazione (100 mm)
= numero di strati acquisiti simultaneamente
= lo spessore nominale dello strato o l’ampiezza del gruppo di rivelatori 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.
74
Figura 5.1 Misura del CTDI [16]
Misure di dose in aria
Per 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 corrente nel tubo, della tensione o dell’ampiezza della collimazione del fascio.
Anche la dimensione della macchia focale, la variazione di energia e dell’emissione del fascio dovuto alla differente filtrazione possono causare una
variazione del CTDI. Se tale misura viene eseguita per monitorare l’output
del tubo, allora bisogna misurare come riferimento anche il profilo della dose
della singola sezione. A tal proposito è possibile usare i TLD oppure le pellicole radiografiche, o ancora le pellicola Gafchromic .
Per il test di costanza, se non si ha a disposizione una camera a ionizzazione dedicata, l’output può essere misurato con un’altra camera con geometria 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
TC: DESCRIZIONE
75
La distribuzione di dose alla periferia del fantoccio non è generalmente
uniforme a causa di un possibile overscan introdotto anche in modalità assiale per ridurre gli artefatti da movimento. Sono possibili anche effetti dovuti
alla salita della tensione al tubo all’inizio della scansione, o una riduzione
della dose nelle posizioni più basse a causa dell’attenuazione del lettino.
Dalle misurazioni effettuate nelle posizioni previste dal fantoccio (ore 3, 6, 9
e 12 ) è possibile trovare il punto in cui la dose è massima e stabilire una
media rappresentativa. Talvolta tuttavia la posizione in cui la dose assume il
valore massimo può variare nelle scansioni successive e pertanto è difficile
valutare la non uniformità di misura all’interno del fantoccio. La posizione
iniziale della scansione può essere scelta e fissata generalmente solo in modalità service. In modalità di scansione clinica, per esempio, l’irraggiamento
può iniziare nella stessa posizione angolare ogni volta, in una o due delle
quattro posizioni, oppure il tubo può iniziare a irraggiare in un punto arbitrario. In queste condizioni dovrebbe essere effettuata una sequenza di misurazioni in una posizione periferica del fantoccio per determinare il range di
valori ottenuti.
Durante l’installazione dell’apparecchiatura è necessario determinare la
posizione di ogni eventuale sovraesposizione al fine di stabilire se è possibile evitare organi sensibili, come ad esempio gli occhi, quando si effettua una
scansione in modalità assiale.
I valori di CTDI100 misurati in posizioni periferiche del fantoccio della
testa sono spesso simili ai valori misurati al centro del fantoccio. Per il fantoccio “corpo”, tuttavia, i valori alla periferia sono generalmente circa il doppio dei valori misurati al centro del fantoccio. Il rapporto esatto dipende dall’energia efficace del fascio a raggi X, dalla forma del fascio e dalla filtrazione.
5.1.3 CTDI pesato (CTDIw)
I valori ottenuti al centro del fantoccio possono essere combinati con i valori 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 periferia del fantoccio rispettivamente. Il valore alla periferia è una media di almeno 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 in
termini di dose assorbita in aria.
76
Gli standard di sicurezza raccomandano che il CTDIw sia indicato sulla
consolle del tomografo per dare all’operatore un’indicazione, seppure
approssimata, della dose al paziente.
Il CTDIw, così definito, non prevede nessuna correzione per il valore del
pitch utilizzato nella scansione spirale; nella recente edizione dell’IEC sugli
standard di sicurezza in TC [17] si utilizza un nuovo indice (CTDIvol) cioè il
CTDIw corretto per il pitch (vedi par.5.1.4). Attualmente coesistono sulle
apparecchiature in commercio le due grandezze CTDIw e CTDIvol, e ciò può
essere potenzialmente fuorviante. È quindi estremamente importante che l’esperto in fisica medica esegua dei test che verifichino l’accuratezza degli
indici 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 singola
scansione. Per strati contigui o per pitch uguale a uno, questo rappresenta
direttamente la dose media lungo la lunghezza esaminata. Tuttavia, per strati non contigui o per pitch diversi da uno, deve essere applicato un fattore di
correzione lungo l’asse z.
Al CTDIw viene applicato il fattore di correzione lungo l’asse z e il valore risultante rappresenta la dose media nel volume esaminato. Questo CTDIw
corretto, può essere indicato come CTDIvol, che indica una dose mediata sul
volume.
(5.4)
CTDIvol = CTDIw × PF
(modalità assiale)
(modalità spirale)
(5.5)
CTDIvol = CTDIw/pitch
PF è il packing factor che mette in relazione il movimento del tavolo con
lo spessore dello strato in modalità assiale. In modalità spirale la relazione
equivalente è data dall’inverso del pitch. PF e pitch sono così definiti:
(5.6)
PF =
n×T
CI
PF =
1
pitch
Dove:
n
= numero di strati acquisiti simultaneamente
T
= spessore nominale dello strato o estensione del gruppo di rivelatori 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.
TC: DESCRIZIONE
77
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 nota
come MSAD.
La MSAD è misurata al centro di una serie di scansioni sequenziali con un
dato incremento del lettino, di solito uguale all’ampiezza nominale irradiata
specificata dal costruttore. Dopo un numero di scansioni consecutive la dose
media al centro delle serie raggiunge il valore massimo. Questo perché la
dose nella regione centrale della scansione subisce anche il contributo delle
“code” delle scansioni confinanti. La definizione è data dalla seguente equazione:
(5.7)
Dove CI è l’incremento del lettino, D(z) è il profilo della dose risultante
dall’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 utilizzata
anche nel caso di scansioni in modalità spirale e CI diventa il movimento del
lettino per ogni
rotazione del tubo.
È da tener presente tuttavia che tale
indice dosimetrico
risulta ormai essere sostanzialmente
superato e le valutazioni di dose
vengono riportate
per lo più in termini di CTDI.
Figura 5.2 Relazione
tra CTDI e MSAD
[16]
78
5.2.2 Relazione tra CTDI e MSAD
La MSAD risulta essere uguale al CTDI nel caso in cui l’incremento del
lettino sia uguale allo spessore nominale dello strato irradiato e la lunghezza
della scansione coincida con i limiti di integrazione del CTDI; ciò è evidenziato nella figura 5.2. La dose media al centro della serie di strati (MSAD) è
composta dalla dose media della fetta centrale (ampiezza a metà altezza del
profilo della dose) più il contributo di dose dovuto alle code degli strati adiacenti. L’integrale del profilo della dose del singolo strato include anche le
code del profilo della dose e questo viene quindi mediato sullo spessore
nominale dello strato per il calcolo del CTDI. Nelle situazioni in cui il movimento del lettino non è lo stesso dello spessore nominale dello strato irradiato, la MSAD è uguale al CTDIvol.
5.3 Modalità spirale
Il CTDI è una misura definita per scansioni effettuate in modalità assiale
pertanto non può essere strettamente applicata alla scansioni in spirale.
Tuttavia è possibile, tramite il confronto tra misura in assiale e misura in spirale, 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 di
extra irraggiamento (overscan) dovuto a una scansione spirale; il fattore correttivo può, inoltre, essere utilizzato per il calcolo accurato del Prodotto Dose
per Lunghezza, DLP (Dose Length Product) (par. 5.4) per l’irraggiamento in
modalità spirale. Per calcolare il fattore di correzione le valutazioni dosimetriche devono essere eseguite su due scansioni dell’intera lunghezza della
camera a ionizzazione: una scansione assiale a strati contigui e una spirale
con pitch unitario. Il rapporto tra le due letture sarà equivalente al rapporto
tra modalità assiale e spirale per una rotazione del tubo.
Figura 5.3 Confronto tra misure di dose in spirale e assiale [16]
TC: DESCRIZIONE
79
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 simultaneamente.
Il fattore di correzione per la scansione spirale può essere ottenuto come
descritto per la TC a singolo strato. Tuttavia in alcune TC multistrato non è
sempre possibile lavorare a pitch 1. Sarà quindi necessario effettuare la scansione a un pitch differente e quindi correggere il risultato.
La dose dipende da tutti quei parametri che agiscono sulla fluenza di fotoni in uscita che è generalmente proporzionale a: tensione, corrente nel tubo,
tempo di scansione e spessore dello strato. In fantocci di PMMA, ad esempio, la dose aumenta approssimativamente del 40% passando da 120 kV a
140 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 anche
introdotti dei filtri piatti per alcuni tipi particolari di esami come quelli pediatrici o per fluoroscopia e ciò modifica i valori della dose. La misura all’isocentro del CTDI100 in aria può non mostrare tali differenze essendo lo spessore della sezione al centro invariata. Qualora si volesse caratterizzare l’effetto sulla dose della forma del filtro è possibile effettuare un’ulteriore misura della dose in aria libera eseguita fuori asse, con la camera spostata lateralmente di 10 cm. La misura di dose in questo punto è dovuta al fascio RX che
attraversa diversi spessori del filtro e quindi risente dell’effetto integrale del
filtro sagomatore. Alcuni tomografi recenti hanno distanze fuoco asse di rotazione variabili, implementati con differenti campi di vista, e questo influenza la dose. Anche la dimensione del fuoco può influenzare leggermente la
dose in modo particolare per spessori sottili.
Mentre il numero di fotoni aumenta all’aumentare dello spessore irradiato, la dose media, data dal CTDI, è generalmente costante poiché lo spessore nominale è incorporato nella definizione del CTDI. Quando si effettuano
misure 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 spessori più sottili, come per 2 o 1 mm, i valori risultano più alti in alcuni tomografi, in quanto lo spessore effettivamente irradiato è maggiore dello spesso-
80
re della strato nell’immagine (post collimazione).
In un tomografo multistrato l’ampiezza del fascio utilizzato è maggiore di
quella che è richiesta in un tomografo a singolo strato in modo da assicurare
che tutti i rivelatori siano uniformemente irraggiati (overbeam). Questa è
generalmente una quantità fissata e di conseguenza la porzione che riceve un
irraggiamento “extra” diventa più grande per collimazioni più strette. Il
CTDI100 aumenta quindi gradualmente al diminuire della collimazione. Tale
aumento diventa significativo per collimazioni inferiori ai 10 mm.
Sia per i tomografi multistrato che per quelli a singolo strato, il rapporto
tra CTDI100 per differenti spessori dello strato tende ad essere simile se misurato in aria o in fantoccio nonostante in fantoccio ci sia una maggior quantità
di radiazione diffusa. Tali rapporti possono essere meno sovrapponibili nella
TCMS all’aumentare dello spessore irradiato per l’aumento della radiazione
diffusa al di fuori della camera a ionizzazione.
5.3.3 Commenti
Il documento IPEM 91 [34] raccomanda la misura del CTDI in aria per le
prove di costanza.
Il documento Europeo “European Guidelines on Quality Criteria for
Computed Tomography” [24] utilizza invece il CTDIw, cioè un indice pesato
di dose assorbita in aria a partire da misure in fantoccio di PMMA, in quanto più vicino alla dose assorbita dal paziente. Tale valore non include la correzione 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 il
CTDIw. Inoltre lo standard di sicurezza richiede che il CTDIw sia indicato
sulla consolle del tomografo. Nella ultima edizione delle Norme IEC [41],
tuttavia, lo standard prevede che il CTDIw sia corretto per il pitch e che sia
questo valore ad essere indicato sulla consolle (CTDIvol).
Indicare il CTDIw corretto per il pitch risulta tuttavia in conflitto con la
definizione riportata nel documento della Commissione Europea .
Pertanto il calcolo del DLP, a partire dal valore di CTDIw visualizzato alla
consolle utilizzando la definizione della CE, risulterebbe errato poiché il
pitch 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 valore
che compare sulla consolle, ma anche se questo sia o meno corretto per il
pitch.
TC: DESCRIZIONE
81
5.3.4 Strumentazione utilizzata
Per le misure di dose si utilizzano una camera a ionizzazione a stilo (10
cm), un elettrometro e i fantocci dedicati in PMMA con diametri da 32 cm e
16 cm. Nel caso di utilizzo di dosimetri a termoluminescenza, i TLD100 al
fluoruro di Litio, opportunamente calibrati, sono tra i più indicati.
La dose di radiazione è direttamente dipendente dalle dimensioni e dalla
composizione 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 la
lunghezza della scansione. Può essere calcolato in diversi modi, utilizzando
il CTDIw e i parametri di scansione come il numero di strati, la lunghezza
della scansione e il pitch, o il tempo totale della scansione. Tuttavia, la relazione, fornita dalle Linee Guida Europee sui criteri di qualità dell’immagine
e dosi di riferimento in TC, rappresenta il metodo standard. L’utilizzo del
tempo totale di irraggiamento permette di non utilizzare il pitch in modalità
spirale.
Le definizioni della CE sono state concepite per tomografi a singolo strato, tuttavia esse possono essere adattate anche a tomografi multistrato come
scritto sotto. Per le scansioni sequenziali la definizione può esser applicata
direttamente:
DLP = nCTDIw × C × N × T
(5.8)
scansione sequenziale
Dove:
nCTDIw
C
N
T
=
=
=
=
CTDI normalizzato e pesato (mGy/mAs)
esposizione radiografica per singolo strato (mAs)
numero totale di strati acquisiti
spessore nominale dello strato o del gruppo di rivelatori
in un tomografo multistrato
La definizione spirale può essere applicata anche ai tomografi multistrato
estendendo la definizione del T all’ampiezza totale dei rivelatori attivi durante l’acquisizione (n × T):
(5.9)
DLP = nCTDIw × A × t × n × T
scansione spirale
82
Dove:
nCTDIw
A
t
n
T
=
=
=
=
=
CTDI normalizzato e pesato (mGy/mAs)
corrente del tubo (mA)
tempo si scansione del volume
numero di strati acquisiti simultaneamente
spessore nominale dello strato o del gruppo di rivelatori in
un tomografo multistrato
Il prodotto (n × T) è l’ampiezza totale dei rivelatori utilizzati con un tomografo 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 in
Medical Imaging” del 2005 [50] definisce in modo sistematico e armonizzato tutte le grandezze dosimetriche utili e collegate alla dosimetria del paziente per tutte le applicazioni dei raggi X nell’imaging medico. Nel caso della
TC questa revisione riguarda la definizione di CTDI e DLP sia in aria che in
fantoccio.
La pubblicazione richiama il lettore alla differenza tra kerma in aria e dose
assorbita, partendo dalle seguenti considerazioni: la produzione di
Bremsstrahlung per le energie di fotoni utilizzate nell’imaging medico è trascurabile 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 Z
perché il range degli elettroni secondari è molto inferiore al libero cammino
medio dei fotoni RX. Quando sono verificate queste due condizioni, il kerma
in aria e la dose in aria risultano numericamente uguali. Nell’imaging medico questa condizione è verificata sempre, a meno delle interfacce tra mezzi a
densità molto diversa.
In definitiva, poiché la grandezza che si misura nell’imaging medico è il
kerma in aria ed è a questa grandezza che si riferiscono le condizioni di taratura, per evitare ambiguità è giusto riferirsi sempre a questa grandezza.
Nel caso in cui non sia stabilito l’equilibrio elettronico, la differenza tra le
due grandezze può essere più importante (20%-35%) e risulta più appropriato utilizzare il kerma in aria piuttosto che la dose assorbita in aria.
Nel caso della TC, questo significa modificare le definizioni di Computed
Tomography Dose Index in Computed Tomography air-Kerma Index:
(5.10)
TC: DESCRIZIONE
83
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 misure in fantoccio. Nel secondo caso, K(z) sarà il kerma in aria misurato dentro
la cavità del fantoccio.
A partire dalla definizione 5.10 risulta necessario modificare di conseguenza anche le grandezze derivate come il CTDIw, il CTDIvol e il DLP.
Nonostante questa importante revisione delle definizioni e della simbologia, occorre rilevare che la pubblicazione ICRU 74 non modifica le modalità
operative di misura, che pertanto rimangono invariate e non si pongono problemi pratici di ridefinire le misure di dose già implementate o sostituire la
strumentazione in uso.
84
6 DOSIMETRIA DEL PAZIENTE
Le misure dosimetriche effettuate nei test di accettazione e di costanza
possono essere utilizzate per confronti dosimetrici o per calcoli della dose
efficace.
6.1 Confronti dosimetrici
Il CTDI100 è generalmente utilizzato per effettuare confronti tra tomografi e protocolli differenti. Viene misurato utilizzando i fantocci standard e pertanto in tale misurazione viene inclusa la radiazione diffusa, e l’energia efficace del fascio è più vicina a quella trovata nel paziente rispetto alle misurazioni effettuate in aria. Il CTDIw combina le misure di dose (CTDI100) al
centro 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 in
ciascun tomografo usando spessori dello strato, kV e mAs tipici. Il nCTDIw
normalizzato (mGy/mAs) non dovrebbe essere utilizzato per confrontare
tomografi differenti perché spesso la differenza del valore di nCTDIw è giustificata da differenze nelle distanze fuoco-isocentro, fuoco rivelatore e filtrazione del fascio.
6.1.2 Confronto tra protocolli
Il confronto tra generici protocolli senza la variabile della lunghezza
acquisita può essere effettuato valutando la dose relativa.
Il CTDIw è misurato utilizzando valori di spessore dello strato, kV e mAs
tipici di un determinato protocollo. Il CTDI è generalmente lineare con i mAs
e, per tomografi a singolo strato è costante con lo spessore dello strato eccetto che per strati sottili. Per tomografi multistrato il CTDIw cresce al diminuire dello spessore dello strato. Per completezza devono essere misurati anche
gli effetti della filtrazione e dei kV.
L’effetto dell’incremento del lettino e del pitch può essere incluso mediando il CTDIw lungo l’asse z in modo tale da ottenere il CTDI mediato lungo
l’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 prodotto dose (CTDIw) × lunghezza, che può essere impiegato per confrontare il
rischio da radiazione per il paziente per esami specifici .
TC: DESCRIZIONE
85
È importante utilizzare il CTDIw senza alcuna correzione per il pitch, poiché
la definizione di DLP data nella Sezione 5.4 utilizza il tempo totale di irraggiamento 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 serie
di TLD al fine di ottenere la MSAD come descritto nella sezione 5.3. La dose
superficiale nel caso di un paziente o di un fantoccio può essere misurata in
questo modo con TLD incapsulati in un idoneo contenitore. Per coprire le
variazioni del profilo della MSAD e per fornire un valore medio corretto deve
essere posizionato lungo l’asse z un numero sufficiente di TLD.
In alternativa può essere utilizzata anche una camera a ionizzazione in
modo tale che venga irradiata l’intera lunghezza della camera.
La stima della dose agli organi interni può essere ottenuta utilizzando un
fantoccio adatto come per esempio il fantoccio Alderson Rando.
6.3 Dose Efficace
Quando è richiesto il calcolo della dose efficace, possono essere utilizzati
i dati riportati dall’NRPB, insieme ai valori di CTDI100 misurati in aria.
Questi dati sono stati ottenuti utilizzando calcoli Monte Carlo sull’interazione dei raggi X in un fantoccio matematico ermafrodito, utilizzando informazioni sullo spettro del fascio e la filtrazione fornite dal costruttore; sono
utilizzati per calcolare la dose agli organi e la dose efficace per tomografi
specifici e parametri specifici. Inoltre, poiché i dati sono ottenuti a partire da
un fantoccio ermafrodito di una fissata dimensione, questi possono essere utilizzati solo per una valutazione approssimativa della dose agli organi e dalla
dose efficace per ciascun paziente.
Tali dati possono essere modificati utilizzando programmi software anche
“realizzati in casa”, o ottenuti commercialmente come elencato nella tabella
6.1. I dati di dose agli organi sono normalizzati alla dose in aria valutata all’isocentro. Una misura di CTDI in aria per un dato tomografo pertanto è fondamentale per il calcolo della dose agli organi .
86
CT-Dose
Baadegaard N, Jensen LC (1999) A CT dose calculation
software “CT-Dose”. National Board of Health, Aarhus
University Hospital, Denmark.
NRPB
Jones DG, Shrimpton PC (1993) Normalized organ doses
for X-Ray computed Tomography calculated using Monte
Carlo techniques. NRPB-SR250.
Windose
Kalender WA, Schmidt B, Zankl M, Schmidt M (1999) A
PC program for estimating organ dose and effective dose
values in computed tomography. Eur Radiol. 9:555-562.
CT-EXPO
Brix G et al. Assessment of a theoretical formalism for
dose 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
P-Dose/
CT Module
N.A. Gkanatsios and W Huda, http://www.exodose.com
(Nuclear Associates)
Evaluation of Organ Doses for CT examination,
CyberQual SRL Gorizia, Italy
Tabella 6.1 Alcuni software basati su simulazioni Montecarlo
per il calcolo della dose efficace e agli organi.
TC: DESCRIZIONE
87
7 IL PARAMETRO Q
Il rumore, la risoluzione spaziale e lo spessore dello strato sono parametri
che descrivono la “quantità” di informazioni che si possono ottenere da
un’immagine. La dose può essere considerata come il “costo” che si deve
pagare per ottenere tali informazioni; non ha significato riferirsi ad una sola
di 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 riassume in un solo numero informazioni riguardanti il rumore, la risoluzione
spaziale, 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 è
dato da (MTF50%+MTF10%)/2, dove MTF50% e MTF10% sono le frequenze
spaziali corrispondenti al 50% e al 10% della curva MTF, espressi in coppie
di linee per cm; z è lo spessore dello strato.
Il valore Q è inversamente proporzionale alla dose, allo spessore dello
strato e al rumore mentre è direttamente proporzionale alla risoluzione spaziale. Un’acquisizione che presenti un buon bilancio di questi parametri sarà
caratterizzata da un valore alto di Q che quindi esprime un buon compromesso 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 proporzionalità
inversa:
(7.3)
σ2 ∝
1
N
e il numero di fotoni N è a sua volta proporzionale allo spessore dello strato
e ai mAs (quindi alla dose):
1
zD
La (7.1) presuppone che tra rumore e risoluzione spaziale esista una relazione del tipo [28]
(7.5)
σ2 ∝ ƒ3
(7.4)
σ2 ∝
88
In realtà la (7.5) non è valida per i tomografi e i filtri di convoluzione correntemente utilizzati, e deve essere determinata sperimentalmente per ogni
tomografo, misurando il rumore dell’immagine e la risoluzione spaziale per
diversi filtri di convoluzione, mantenendo costante la dose e lo spessore dello
strato.
I valori sperimentali a disposizione mostrano che l’andamento è di tipo
esponenziale e che l’esponente è generalmente compreso tra 4 e 5 ed è differente tra filtri Body e Head.
Il significato e l’utilizzo di questo parametro non è immediato. La sua utilità nel processo di ottimizzazione dei protocolli clinici non è semplice in
quanto il parametro tende ad elidere le dipendenze dagli indicatori di qualità
(rumore, risoluzione spaziale) rispetto alla dose fino ad arrivare ad un indice
di “qualità intrinseca” più utile forse per i confronti tra apparecchiature.
TC: DESCRIZIONE
89
8. VERIFICHE DI ACCURATEZZA MECCANICA
8.1. Introduzione
I controlli di accuratezza meccanica permettono di verificare il corretto
posizionamento del paziente sottoposto a un’indagine tomografica.
I dispositivi che devono essere controllati sono: le luci di posizionamento
del paziente, il movimento lettino portapaziente e il gantry.
Le modalità di misura, l’accuratezza e i limiti di accettabilità dipendono
dalle finalità di impiego del tomografo computerizzato; per i tomografi computerizzati utilizzati per produrre immagini utilizzate per il calcolo dei piani
di 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 documento “ImPACT CT Scanner Acceptance test” [29] da eseguire in fase di accettazione di una apparecchiatura per tomografia computerizzata.
Coincidenza della luce interna del gantry e luce di posizionamento esterna del gantry
Coincidenza della luce interna del gantry con il piano di scansione
Accuratezza delle luci nel piano sagittale e coronale per la determinazione 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 prova
necessari sono: un righello, un ago o la punta di una penna, dei reperi metallici e una pellicola a bassa sensibilità.
Per le prove di costanza sui dispositivi di posizionamento del paziente si
suggerisce 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 per
il calcolo dei piani di trattamento radioterapico sono generalmente dotati di
90
laser esterni, fissi o mobili, utilizzati per la marcatura del paziente. In questo
caso è necessario verificare in fase di accettazione e periodicamente anche
l’allineamento dei laser esterni e la distanza tra i laser esterni e i laser del
gantry.
I dispositivi di misura utilizzabili per queste prove sono i medesimi fantocci impiegati per le verifiche di allineamento dei laser dei sistemi di simulazione e delle apparecchiature per teleradioterapia.
La periodicità dei controlli e le tolleranze dei parametri di misura dovrebbero essere uguali a quelli utilizzati sulle apparecchiature per terapia.
Il documento “Quality assurance for Computed-Tomography simulators
and the computed tomography simulation process: Report of the AAPM
Radiation Theraphy Committee Task Group n° 66“ [31] fornisce indicazioni
metodologiche, periodicità e tolleranza applicabile ai tomografi computerizzati impiegati per uso radioterapico.
TC: DESCRIZIONE
91
9 RICOSTRUZIONI MULTIPLANARI E 3-DIMENSIONALI
I tomografi non sono solo utilizzati per ricostruire strati transassiali. Il set
di dati acquisiti può essere utilizzato per ricostruire l’immagine in altri piani
così come per ricostruire immagini di volume. Gli standard di rappresentazione dei dati acquisiti sono ad esempio le MPR (ricostruzioni multiplanare),
o le ricostruzioni 3-dimensionali di superficie o di volume rendering; le ricostruzioni effettuate possono poi essere rappresentate in termini di MIP (proiezioni di massima intensità) oppure MinP (proiezioni di minima intensità).
Nella letteratura c’è scarsa informazione circa le procedure di verifica di queste immagini; qui di seguito si fa qualche commento sulla ricostruzione
MPR. Un aspetto importante della valutazione di immagini non transassiali
che dovrebbe essere considerato è l’accuratezza delle dimensioni (scala) in
particolare per le applicazioni radioterapiche o chirurgiche.
Per la risoluzione spaziale di una MPR si faccia riferimento a quanto detto
nel capitolo relativo alla risoluzione spaziale (par.3.2).
Per valutare l’accuratezza della scala è sufficiente avere un oggetto di
dimensioni note lungo ciascuno dei piani ricostruiti. In alternativa si può utilizzare un oggetto con dei reperi parzialmente radiopachi che permetta di
valutare le distanze almeno lungo i 3 piani. Si possono acquisire scansioni
assiali anche se è preferibile effettuare acquisizioni spirali poiché sono le più
utilizzate nella pratica clinica per la ricostruzione clinica multiplanare o 3dimensionale. Le immagini assiali ricostruite a partire dall’acquisizione spirale 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’elaborazione MPR come strati non sovrapposti dando luogo a ricostruzioni
coronali allungate).
Si utilizza quindi il software di misura del tomografo per verificare le
dimensioni riprodotte su ciascun piano ricostruito.
Il controllo di qualità del software eseguito dal costruttore dovrebbe essere adeguato, tuttavia sembra opportuno rivalutare queste misure dopo ogni
aggiornamento o dopo l’installazione di nuovi pacchetti di ricostruzione. I
pacchetti potrebbero essere installati separatamente o solo per il tomografo e
per la stazione di lavoro. Se installati su entrambi è possibile che vengano
installate due diverse versioni, cosa che va tenuta in considerazione. Come
già discusso, il livello del controllo deve riflettere la significatività e l’accuratezza richieste dall’applicazione in esame.
TC: DESCRIZIONE
93
Appendice I
Riferimenti relativi ai fantocci, camere a ionizzazione e software
Fantocci per QA
Catphan 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 Measurements
Incorporated) 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 equivalente)
QRM
Dati e software sulla dose
Normalised Oragn Doses for X-ray Computed Tomography Calculated
using Monte Carlo Techniques. NRPB-SR250. National Radiation
Protection Board, UK
CTDOSE: John Leheron, National Radiation Laboratory, Christchurch,
New Zeland
94
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 fornitori
Capintec Inc., 6 Arrow Road, Ramsey, New Jersey, USA 07456
CIRS Computed Tomography Imaging Reference Systems, Inc., 2428
Almeda Avenue, Suite 212, Norfolk, Virginia 23513, USA.
http://www.cirsinc.com
CyberQual S.R.L. Gorizia, Italia
Gammex-RMI (Radiation Measurements Incorporated) Ltd, Karlsruhe
House, Queens Bridge Road, Nottingham NG2 1NB http://www.gammex.com
ISP International Specialty Products 1361 Alps Road, Wayne, NJ 07470
http://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, CA
91016-4591
Scanditronix Wellhofer dosimetry, http://www.scxmedical.se,
http://www.wellhofer.com
The Phantom Laboratory, Post Office Box 511, Salem, New York, 128650511 http://www.phantomlab.com
Vertec Scientific Ltd, 5 Comet House, Calleva Park, Aldermaston, reading
RG7 8JA
RTI Electronics AB Goteborgsvagen 97/50 SE-431 37 Molndal Sweden
TC: DESCRIZIONE
95
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 E
600 [35]
Fantocci che soddisfano le linee guida AAPM Report n.1 e “Performance
Evaluation and QC of CT Scanners”, Report n.39 “Specification and
Acceptance Testing of Computed Tomography Scanners”
96
Fig I.3: CIRSINC Modello 610 [36]
Fig I.4: CAPINTEC (0695-0105) [45]
Fig I.5: Nuclear Associates 76-410-4130 [44]
TC: DESCRIZIONE
97
Appendice II
TC-PET
Introduzione
La TC è una modalità di imaging tridimensionale che fornisce immagini
anatomiche con risoluzione sub-millimetrica. La PET (tomografia a emissione di positroni) produce immagini 3D che riflettono informazioni fisiologiche in quanto mostrano la captazione di radiofarmaci emittenti positroni
iniettati nel paziente. I tomografi TC/PET combinano queste due modalità
di imaging, consentendo di ottenere in un’unica sessione sia immagini anatomiche che immagini funzionali.
Tomografi TC/PET
I sistemi TC/PET attualmente disponibili sul mercato sono costituiti da in
un unico gantry con i sistemi PET e TC adiacenti l’uno all’altro. In alcuni
sistemi viene utilizzata un’unica “cuffia” per i due gantry, in altri i gantry
hanno “cuffie” separate posizionate una vicino all’altra.
I sistemi TC sono generalmente quelli già disponibili sul mercato come sistemi separati, con le stesse caratteristiche di qualità dell’immagine e di dose.
Il paziente solitamente viene sottoposto a una scansione TC nella prima parte
dell’esame (figura II.1a), successivamente il lettino viene fatto avanzare nel
gantry per eseguire la scansione PET (figura II.1b).
Figura II.1: sistema TC/PET [32]
98
Registrazione di immagini TC/PET
Le immagini PET contengono pochi dettagli anatomici e vengono spesso
analizzate insieme ad immagini TC per aiutarsi nella localizzazione di aree
di captazione del tracciante. Nel passato, le immagini PET e TC venivano
acquisite separatamente, e il paziente doveva spostarsi da un tomografo
all’altro. Erano disponibili stazioni di lavoro per registrare le immagini PET
e TC utilizzando reperi anatomici per tenere conto del diverso posizionamento del paziente nelle due scansioni; tali reperi dovevano essere costituiti
di un materiale visibile sulle immagini in entrambe le modalità. Questa tecnica era appropriata soprattutto per regioni corporee immobili, come ad
esempio l’encefalo. Gli organi in altre regioni anatomiche (es: addome) sono
mobili, e cambiano quindi posizione nelle due acquisizioni. Questo rendeva
il processo di registrazione di immagini più difficoltoso e quindi meno accurato.
Con l’avvento di sistemi TC/PET il problema della registrazione delle
immagini si è semplificato: gli esami PET e TC vengono acquisiti in sequenza, senza che il paziente si sposti da un tomografo all’altro. Questo elimina i
problemi di registrazione delle immagini sopra citati. Una volta terminato
l’esame TC, il lettino del paziente viene spostato nel gantry delle PET per
eseguire il secondo esame. I due set di dati si possono considerare già registrati; bisogna solo tenere in considerazione la distanza tra le posizioni PET
e TC.
Un altro problema legato alla registrazione è la flessione del lettino. Nella
figura II.2 è rappresentato un lettino normalmente utilizzato in TC. Man
mano che il lettino avanza nel gantry, aumenta la frazione di peso del paziente sostenuta della parte del lettino che non è supportata dalla base; si ha così
una flessione del lettino man mano che lo stesso avanza nel gantry. Per una
registrazione accurata è importante che il grado di flessione del lettino non
cambi quando il paziente si sposta dalle posizioni di acquisizione TC e PET;
questo provocherebbe problemi nella registrazione delle immagini, perché
quando il paziente si sposta dalla TC alla PET aumenta la flessione del lettino e quindi la posizione del paziente durante l’esame PET è più bassa di quella durante l’esame TC. Questa differenza nella posizione verticale dipende
dal peso del paziente.
TC: DESCRIZIONE
99
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-piedistallo si muove dentro e fuori il gantry.
Quando il paziente è sdraiato sul lettino, questo avrà un certo grado di
flessione, ma il grado di flessione rimane costante indipendentemente da
quanto il lettino viene spostato nel gantry. Questo assicura che la posizione
verticale 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 e
PET; a questo scopo si utilizza un fantoccio contenente una distribuzione tridimensionale nota di oggetti, visibile sia in TC che in PET. Utilizzando il
software di fusione in dotazione al sistema, si può eseguire la registrazione
delle immagini e verificare l’accuratezza.
Correzione per l’attenuazione
L’assorbimento e lo scattering dei fotoni a 511 keV porta a una diminuzione del tasso di conteggio dei rivelatori: alcune aree dell’immagine PET
100
mostrano livelli di attività che sono inferiori al loro valore vero. Per correggere questo fenomeno si possono utilizzare delle mappe di attenuazione del
paziente. I sistemi PET tradizionali effettuano questa correzione utilizzando
delle sorgenti radioattive lineari che misurano l’attenuazione nel paziente.
L’acquisizione di questi dati richiede parecchi minuti e fa aumentare considerevolmente la durata dell’intero esame. La deviazione standard dei valori
di questa mappa di attenuazione è elevata, e questo influisce sicuramente sull’accuratezza delle immagini PET corrette.
In un sistema TC/PET, le immagini TC sono utilizzate per generare le
mappe di correzione per l’attenuazione da applicare alle immagini PET. I
valori dei pixel dell’immagine TC (espressi in unità Hounsfiled, HU) sono
proporzionali 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 consentono
di ridurre la durata dell’esame del 30-40% e, conseguentemente, la probabilità di movimento del paziente.
Dipendenza dall’energia delle mappe di attenuazione
I dati TC sono raccolti utilizzando raggi X con un picco energetico di 120
keV e un’energia media di circa 70 keV. I coefficienti di attenuazione dipendono
dall’energia,
quindi le mappe di
attenuazione ricavate
dalla TC devono essere adattate prima di
essere applicate elle
immagini PET (511
keV). A tale scopo,
uno dei metodi più
utilizzati consiste nel
fornire una conversione tra i nu-meri TC e
il coefficiente di attenuazione PET utilizzando una scala biliFigura II.4: coefficienti di attenuazione PET
neare (fig. II.4)
in funzione dei numeri TC [32]
TC: DESCRIZIONE
101
Dose
Nella maggior parte degli esami TC/PET la scansione TC può non essere
di qualità diagnostica, perché le immagini TC devono essere usate solo per
generare le mappe di correzione per l’attenuazione. Di conseguenza, le
immagini TC possono avere qualità “bassa”, essere acquisite con fattori di
esposizione bassi in modo da ridurre nella maggior misura possibile la dose
al paziente. Solitamente nei sistemi TC/PET i tomografi TC lavorano con una
corrente nel tubo più bassa (circa la metà di quella usata in diagnostica), 7080 mA. Questo può però causare artefatti.
La dose al paziente in seguito ad esami TC dipende dal protocollo utilizzato e dalla regione anatomica esaminata. Con i parametri di acquisizione
comunemente utilizzati in diagnostica, si hanno dosi efficaci di 1-3 mSv per
esami del cranio; di 5-20 mSv per scansioni della regione addominale dipendentemente dall’estensione della regione analizzata. Se il tomografo viene
fatto lavorare a una tensione più bassa, con correnti più basse (70-80 mA), le
dosi si dimezzano. In ogni modo per esami total body, la scansione TC contribuisce significativamente alla dose al paziente.
La dose al paziente per la componente PET dell’esame è di circa 10 mSv.
102
Appendice III
PROTOCOLLO PROVA DI ACCETTAZIONE
Introduzione
Viene proposta in questa Appendice una traccia da seguire nella stesura di
un protocollo di misure per una prova di accettazione di un Tomografo
Computerizzata Multistrato: per le modalità operative si rimanda ovviamente alla descrizione dettagliata del testo. Questo schema tiene conto delle indicazioni della Norma CEI 62-135 [38] oltre che delle indicazioni fornite da
altri 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 lingua 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 della
ditta costruttrice.
• Accuratezza e precisione dell’alta tensione
• Misura HVL con tubo fermo in modalità Head e Body
Qualità dell’immagine
Rumore
In acquisizione sia assiale che spirale e al variare del pitch
• Valutare il rumore per tutti gli strati acquisiti simultaneamente per
almeno una configurazione
• Impostare i protocolli clinici più comunemente utilizzati (almeno un
protocollo che preveda un filtro ad alta risoluzione e uno con filtro ad
alto contrasto)
TC: DESCRIZIONE
103
Uniformità dei numeri TC
Acquisizione assiale
• Valutare l’uniformità al variare della tensione (almeno due valori di
tensione) 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 per
almeno una configurazione
N. TC e linearità
Acquisizione assiale (se le immagini TC verranno usate anche per la pianificazione di trattamenti effettuare la misura anche in acquisizione spirale con i protocolli specifici)
• Valutare il parametro al variare della tensione per almeno una configurazione 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 frequentemente (almeno un protocollo che preveda un filtro ad alta risoluzione e
uno con filtro ad alto contrasto)
Risoluzione spaziale lungo Z
• Valutare per almeno tre spessori ricostruiti significativi in almeno una
configurazione per almeno due incrementi di ricostruzione
Artefatti
Acquisizione spirale
• Valutare l’artefatto al variare della configurazione dei rivelatori e per
una tensione al variare del pitch
104
Caratteristiche dello strato
• Valutare lo spessore dello strato al variare della configurazione dei rivelatori e per una tensione
• Se possibile, valutare per le configurazioni con il massimo numero di
strati (eventualmente limitandosi alla misura degli strati più esterni e di
uno centrale)
Acquisizione spirale (SSP)
• Valutare per almeno 3 spessori ricostruiti significativi in almeno una
configurazione
• Valutare la SSP al variare del pitch
Spessore irradiato
• Valutare lo spessore irradiato al variare della configurazione dei rivelatori (se possibile valutare per tutte le configurazioni)
Efficienza geometrica
• Valutare l’efficienza geometrica al variare della configurazione dei
rivelatori (se possibile valutare per tutte le configurazioni)
Indici di dose
CTDI 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 con
altri riportati nella letteratura (www.impactscan.org/download/ctditablesdownload.htm) al variare della configurazione dei rivelatori e al
variare della tensione
• Verificare la concordanza dei valori ottenuti rispetto ai i valori che
compaiono a monitor sulla consolle di acquisizione (tolleranza +/20%)
TC: DESCRIZIONE
105
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 rimanda
alla norma CEI 62-135 e al documento www.impactscan.org/download/acceptancetestingdownload.htm mentre per i valori di riferimento alle specifiche delle Ditte
costruttrici
• 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)
106
BIBLIOGRAFIA
1.
Colombo P. et al, Proposta di protocollo d’accettazione per tomografi computerizzati multistrato, Atti III Congresso AIFM, 2003
2.
Kalender W. A. Computed Tomography: Fundamentals, System Technology, Image Quality,
Applications, Publicis MCD Verlag, 2000
3.
ImPACT Report n. 06012, Sixteen slice CT scanner comparison report (version 14), Medical
Devices Agency, 2006
4.
Mc Collough C. H. et al., Performance evaluation of a multi-slice CT system, Med.Phys. 26
(11), 1999
5.
Hu H., Multi-slice helical CT: scan and reconstruction, Med Phys 26 (1), 1999
6.
Noo F. et al Exact helical reconstruction using native cone-beam geometries, Phys. Med.
Biol. 48, 2003
7.
Taguchi, K et al Algorithm for image reconstruction in multi slice helical CT, Med. Phys 25
(4), 1998
8.
Lewis M., Radiation dose issues in multi-slice CT scanning, ImPACT technology update n.3
(January 2005) Medicines and Healthcare products Regulatory Agency
9.
Kalra K. et al, Techniques and application of automatic tube current modulation for CT,
Radiology 2004; 233 (3), 649-657
10. Kalra K. et al, Strategies for CT radiation dose optimization, Radiology 2004; 230 (3), 619628
11. Baum U. Image Quality and dose in CT. B) Clinical experience, ECR Refresher Course,
www.imp.uni-erlangen.de
12. Hsieh J. Investigation of the slice sensitivity profile for step-and-shoot mode multi-slice computed tomography , Med Phys 28 (4), 2001
13. Droege R. T. et al A practical method to measure the MTF of CT scanners, Med. Phys. 9 (5),
1982
14. C.Suess, W.A. Kalender, J.M.Coman‚ New low-contrast resolution phantoms for computed
tomography. Med. Phys. 1999; 26(2)
15. Platten D. The relative performance of cone-beam reconstruction algorithms and standard
multi-detector algorithms , 2004 (www.impactscan.org)
16. Edyvean S. et al., Measurement of the performance characteristics of diagnostic X-ray
systems used in medicine, Report n.32 Part III Computed Tomography X-rays Scanners 2ND
Edition, IPEM, 2003
17. Kalender W. A. Principles and performance of spiral CT in Medical CT and ultrasound: current technology and applications, AAPM June 1995 Summer School, Editors Goldman LW
and Fowlkes JB (Advanced Medical Publishing)
18. Droege R. T. et al, An MTF method immune to aliasing, Med. Phys. 12(6), 721-72
19. Edyvean S. et al
(www.impactscan.org)
Understanding
Imaging
performance:
artefacts,
2004
20. Flohr Th. et al, New technical developments in multi-slice CT, part 1: approaching isotropic
resolution with sub-millimetre 16 slice scanning, Rofo, Jul; 174(7):839-45, 2002.
21. Platten D. et al The relative performance of cone-beam reconstruction algorithms and standard multi-detector algorithms (www.impactscan.org)
TC: DESCRIZIONE
107
22. Polacin A. et al Measurement of slice sensitivity profiles in spiral CT, Med. Phys. 21 (1), 1994
23. Edyvean S. et al, Comparison of definitions of geometric efficency in CT scanners, 2003,
(www.impactscan.org)
24. European Commission 1999 European Guidelines on Quality Criteria for Computed
Tomography, EUR 16262 EN
25. Edyvean S. et al The relationship between image noise and spatial resolution of CT scanners, 2002 (www.impactscan.org)
26. ImPACT report, Four slice CT scanner comparison report (version 7.11), Medical Devices
Agency, 1998
27. ImPACT report, Eight and sixteen slice CT scanner comparison report (version 7), Medical
Devices Agency, 1998
28. Riederer S. J. et al The noise power spectrum in computed tomography, Phys. Med. Biol. 23
(3), 1978
29. ImPACT CT Scanner acceptance test Versione 1.02, 2001
30. CEI 62-59 (CEI EN 61223-2-6) 1995: Prove di valutazione e di routine nei reparti per la produzione di immagini mediche. Prove di costanza - Apparecchiature di tomografia computerizzata
31. “Quality assurance for computed-tomography simulators and the computed tomography
simulation process: Report of the AAPM Radiation Theraphy Commettee Task Group n° 66“
Med. Phys. 90 (10), October 2003 pag. 2762 –279
32. Platten D., CT issues in PET/CT scanning, Medicines and Healthcare products Regulatory
Agency, ottobre 2004
33. www.qrm.de
34. Recommended standards for the performance testing of diagnostic X-ray imaging systems
Report n. 91, Institute of Physics and Engineering in Medicine, 2005
35. www.phantomlab.com
36. www.cirsinc.com
37. Kalra MK et al. “CT radiation exposure : rationale for concern and strategies for dose reduction” Proc SCBT/MR Suppl. Applied Radiology (8) 2003
38. CEI 62-135 (CEI EN 61223-3-5) 2005: Prove di valutazione e di routine nei reparti per la
produzione di immagini mediche. Prove di accettazione – Prestazione delle apparecchiature
di tomografia computerizzata a raggi-X
39. Gorny KR et al. ,The calibration of experimental self-developing Gafchromic‚ HRX film for
the measurement of radiation dose in computed tomography Med. Phys. 32(4) 1010, 2005
40. CEI 62-110 (CEI EN 60601-2-44) (1999) Apparecchiature elettromedicali. Parte 2 : Norme
particolari per le sicurezza di apparecchiature radiologiche per la tomografia computerizzata
41. CEI 62-110; V1 (CEI EN 60601-2-44/A1) (2004) Apparecchiature elettromedicali. Parte 2:
Norme particolari per le sicurezza di apparecchiature radiologiche per la tomografia computerizzata – VARIANTE
42. www.gammex.com
43. www.rti.se
44. www.flukebiomedical.com/rms
45. www.capintec.com
108
46. Nuclear Associates: 76-410-4130 and 76-411 AAPM CT Performance Phantom - Manuale di
istruzione
47. “Phantoms for Performance Evaluation And Quality Assurance of CT Scanners” - Report n°
1 of the AAPM (1977)
48. “Specification and Acceptance Testing of Computed Tomography Scanners” - Report n° 39 of
Task Group 2 - Diagnostic X-Ray Imaging Committee (1993)
49. IAEA Standards and Codes of Pratice in Medical Radiation Dosimetry – Proceedings of an
International Symposium, Vienna 25-28 November 2002
50. ICRU Patient Dosimetry for X rays used in medical imaging; Journal of ICRU Vol 5 No 2
(2005) Report 74
51. Barrett JF, Keat N, Artifacts in CT: recognition and avoidance Radiographics 2004, 24:
1679-1691
52. Wilting JE, Timmer J, Artefacts in spiral-CT images and their relation to pitch and subject
morphology European Radiology 1999 9: 316-322
53. Taguchi K et al, The cause of the artifact in 4-slice helical computed tomography Med. Phys.
2004 (31): 2033-2037
54. Platten D et al. A visual method for demonstrating the relative performance of cone beam
reconstruction, (www.impactscan.org/slides/rsna2003/visualcomparisonofconebeam.pdf)
55. Hseih J, Investigation of an image artifact induced by projection noise inhomogeneity in
multi-slice helical computed tomography Phys. Med. Biol. 2003, 48: 341-356
56. Cody DD et al., Multi-detector row CT artifacts that mimic disease Radiology 2005, 236:
756-761
Report AIFM 4 (2007) Supplemento a ‘Fisica in Medicina’ n. 1-2/2007
Stampato nel mese di luglio 2007
Omicron Editrice - Genova
[email protected] - www.omicred.com

tomografia computerizzata: descrizione e misura dei

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