Dosimetria

[E] GRANDEZZE MISURATE PER LA DOSIMETRIA

Dose efficace
La dose efficace rappresenta la somma ponderata delle dosi equivalenti ai vari organi e tessuti. I coefficienti usati per il calcolo della dose efficace tengono conto della diversa radiosensibilità degli organi e dei tessuti irradiati.
Anche la dose efficace, come la dose equivalente si misura in Sievert (Sv).
Dose efficace = Σdose eq. agli organi * coeff. di ponderazione tissutale (mSv)


Strumenti di misura
Per la misura della dose efficace viene utilizzato un fantoccio ermafrodita che simula, per dimensioni e coefficienti di attenuazione, il corpo umano. Questo fantoccio (Alderson Rando) contiene al suo interno un numero sufficiente di dosimetri a termoluminescenza (TLD) necessari per rilevare il valore della
dose assorbita dagli organi. Nel nostro studio gli organi considerati sono i seguenti: tiroide, esofago, superficie ossea, polmoni, stomaco, vescica, fegato, pelle, colon, midollo osseo, gonadi, mammella, milza, cuore, reni e surreni, intestino tenue, pancreas, utero, linfonodi, prostata, cistifellea, muscoli e mucosa orale.



Figura 1. Fantoccio Alderson Rando utilizzato per la misura della dose
efficace.


Metodo di misura
Il fantoccio ermafrodita è stato sottoposto allo stesso identico protocollo di Angio-TC delle arterie polmonari utilizzato per i pazienti (topogramma e bolus tracking inclusi). Una volta irradiato il fantoccio, e quindi i TLD che rilevano la dose assorbita agli organi, la dose efficace è calcolata con programmi basati
sulla definizione e sui fattori di peso (coefficienti di ponderazione tissutale) dell’ICRP 60 (5). Questi programmi si basano su coefficienti ottenuti dall’applicazione di metodi Monte Carlo per la simulazione dell’interazione dei raggi X con il fantoccio matematico, e utilizzano informazioni sullo spettro del fascio e sulla filtrazione fornite dal costruttore. Poiché le caratteristiche del fascio RX differiscono da tomografo a tomografo in base alla tensione, filtrazione e geometria, i coefficienti sono specifici da tomografo a tomografo.
Occorre però ricordare che queste misurazioni sono effettuate su un fantoccio di dimensioni standard e che quindi i risultati di queste misurazioni non sono specifici per il paziente, ma servono per avere una valutazione approssimativa della dose agli organi e della dose efficace.

CTDI (Computed Tomography Dose Index)
Il CTDI specifica la dose assorbita nel volume di scansione del fantoccio avente le stesse dimensioni (diametro) del paziente.
Come la dose assorbita, si misura in Gray (Gy) e viene definito con la
seguente formula :



dove:
z1,z2 = limiti di integrazione lungo l’asse z (ovvero la lunghezza della
scansione)
D (z) = profilo di dose lungo una singola scansione assiale
n = numero di strati acquisiti simultaneamente (n=1 per tomografi a singolo
strato; n=6 per tomografi a 6 strati, etc.)
T = lo spessore nominale dello strato o l’ampiezza del gruppo di rivelatori nel
caso di TC multistrato (ad esempio 1,25 mm per un’acquisizione 4 x 1,25
mm).


Strumenti di misura
Per la misura del CTDI viene usato un fantoccio Body in PMMA (polimetilmetacrilato, un materiale plastico simile al vetro) di forma cilindrica con diametro di 32 cm. All’interno del fantoccio sono presenti 5 fori: uno al centro e 4 in periferia (corrispondenti a ore 12, 3, 6, 9) nei quali inserire la
camera di ionizzazione. Questa camera di ionizzazione è di tipo pencil, cioè a forma cilindrica ed è
lunga 10 cm, di diametro 1 cm e con un volume sensibile di circa 3 cm ³. Per una misura precisa è fondamentale che la camera abbia una risposta uniforme su tutta la sua lunghezza. Per la lettura della dose assorbita la camera di ionizzazione è collegata a un elettrometro, il quale fornisce una lettura in integrale (mGy x cm) oppure già divisa per la lunghezza della camera (mGy).


Metodo di misura
Il CTDI è misurato a da una singola scansione assiale al centro della lunghezza della camera. Nel nostro caso i parametri di esposizione (kV e mAs) della scansione sono uguali a quelli del protocollo studiato. La camera di ionizzazione deve essere perfettamente allineata con l’asse z del tomografo.
Il valore ottenuto con una singola scansione è il valore medio 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 (100 mm) e viene quindi chiamato CTDI 100.

CTDI pesato (CTDI w)
I valori ottenuti al centro del fantoccio possono essere combinati con i valori alla periferia in modo tale da ottenere un valore medio pesato. Come il CTDI si misura in Gray e la formula è la seguente:
CTDI w = ⅓ CTDI centro + ⅔ CTDI periferia (mGy)

Strumenti di misura
Gli strumenti utilizzati sono gli stessi del CTDI.

Metodo di misura
Il CTDI al centro è misurato come il CTDI tradizionale, mentre il CTDI alla periferia è il risultato della media di almeno 4 misure della camera a ionizzazione, che normalmente è posizionata a ore 12, 3, 6, 9.


CTDI VOL (CTDI W mediato lungo l’asse z)
Il CTDI è un valore calcolato da misure effettuate utilizzando una singola scansione assiale. Per strati contigui o per pitch uguale a 1 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. Quindi il CTDI W corretto, denominato CTDI VOL, indica una dose mediata sul volume esaminato.

Strumenti di misura
Gli strumenti utilizzati sono gli stessi del CTDI.

Metodo di misura
Il CTDI vol è un semplice calcolo del CTDI w mediato lungo l’asse z. Per le
scansioni in spirale la formula è la seguente:
CTDI vol = CTDI w / pitch (mGy)

DLP (Dose Length Product)
Il DLP fornisce informazioni sull’esposizione totale del paziente in 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, il pitch o il tempo totale della scansione. Il metodo standard è chiarito nelle Linee Guida Europee (6) sui criteri di qualità dell’immagine e dosi di riferimento in TC, nel quale l’utilizzo del tempo totale della scansione permette di non utilizzare il pitch per le scansioni effettuate in spirale.
Le definizioni della CE sono state concepite per tomografi a singolo strato, ma possono essere estese anche a quelli multistrato. La formula del DLP per una scansione effettuata in modalità spirale con un tomografo multistrato è la seguente:

DLP = nCTDIw ×A × t × n × T (mGy x cm)
dove:
nCTDIw = CTDI normalizzato e pesato (mGy/mAs)
A = corrente del tubo (mA)
t = tempo di scansione del volume
n = numero di strati acquisiti simultaneamente
T = spessore nominale dello strato o del gruppo di rivelatori in un tomografo
multistrato.
Il prodotto (n × T) indica l’ampiezza totale dei rivelatori utilizzati con un tomografo multistrato ed è equivalente all’ampiezza nominale del fascio.
Tuttavia i valori dei DLP forniti dalle console TC vengono calcolati moltiplicando il CTDI vol per la lunghezza della scansione. I valori considerati
nel nostro studio saranno quindi calcolati con la formula:
DLP = CTDI vol x lunghezza scansione (mGy x cm)
È importante precisare che il valore della lunghezza della scansione non è quello riportato dalla console (riferito alla lunghezza delle immagini acquisite), ma il valore effettivo, che comprende anche il valore dell’overscan (extra irraggiamento) dovuto alla modalità di acquisizione in spirale.






[F] PARAMETRI MISURATI PER VALUTARE LA QUALITA’DELLE IMMAGINI UNIFORMITA’ DELLE IMMAGINI (UNIFORMITA’DEI NUMERI TC)

Un fantoccio riempito d’acqua dovrebbe fornire un’immagine uniforme, ad eccezione del rumore stocastico del sistema. Nella 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 (ad esempio un fantoccio che simula l’osso corticale).
L’uniformità 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 quando l’analisi dei valori dei numeri CT è utilizzata per finalità diagnostiche.

Strumenti di misura
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.
Il fantoccio impiegato ha una forma cilindrica ed è costituito da un materiale omogeneo equivalente all’acqua. Per lo studio del torace, che implica campi di vista (FOV) ampi è utilizzato un fantoccio di grandi dimensioni (utilizzato per tutti i protocolli body). Impiegando un fantoccio con un diametro elevato
si analizza il campo di vista massimo e, allo stesso tempo, si controllano tutti gli elementi rivelatori verificando la presenza di artefatti ad anello.
Metodo di misura
Le valutazioni di questo parametro possono essere effettuate in modo quantitativo valutando l’andamento del profilo dei numeri TC attraverso l’immagine del fantoccio.

Un metodo semplice consiste nel calcolare il numero TC medio di una ROI al centro di un’immagine di un fantoccio pieno d’acqua. Questo valore deve essere confrontato con quello relativo alle ROI situate in prossimità del bordo del fantoccio (corrispondenti a ore 12, 3, 6, 9) e con il valore di una ROI
all’esterno del fantoccio (circa -1000 HU).



Figura 2. Metodo di misura dell’uniformità dell’immagine: sono visibili le 5 ROI disegnate all’interno del fantoccio e la ROI all’esterno.

RUMORE
Il rumore d’immagine si manifesta come oscillazioni dei numeri TC di un oggetto omogeneo intorno a un valore medio (deviazione standard). Inoltre possono essere presenti altre variazioni dei numeri TC chiamate rumore strutturale o artefatti.

Strumenti di misura
Il fantoccio utilizzato è lo stesso fantoccio usato per la misurazione dell’uniformità dei numeri TC.

Metodo di misura
Il rumore è stato misurato all’interno di una ROI avente un diametro pari al 40% del diametro del fantoccio, come previsto dalla norma CEI 62-135. Per ottenere una maggiore accuratezza sono state effettuate 3 scansioni per ogni protocollo (80 e 120 kV) ed è stata calcolata la media della deviazione
standard all’interno della ROI.



Figura 3. Metodo di misura del rumore: la ROI all’interno del fantoccio ha diametro pari al 40% del diametro del fantoccio.


RISOLUZIONE SPAZIALE
La risoluzione spaziale dell’immagine tomografica è la capacità di distinguere piccoli dettagli ad alto contrasto e può essere determinata sia soggettivamente che oggettivamente.
Metodo soggettivo
La valutazione soggettiva della risoluzione spaziale ad alto contrasto è stata effettuata osservando le immagini di una serie regolare di bacchette con diametro decrescente, dove lo spazio tra le bacchette è uguale al loro 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. Nel nostro studio, gli inserti del fantoccio sono ottenuti creando una scanalatura in un materiale avente una densità equivalente all’acqua. In questo modo l’alto contrasto è dato dalla differenza di densità del materiale all’esterno delle bacchette (circa 0 HU) e dell’aria all’interno (circa - 1000 HU).
Metodo oggettivo
La risoluzione spaziale è stata determinata in modo quantitativo direttamente dalla point spread function (PSF), una funzione calcolata con un software dedicato (ImageJ Adrian's FWHM) acquisendo l’immagine di un sottile filo metallico allineato lungo l’asse z del tomografo, caratterizzato da un’alta densità e da un diametro dell’ordine della risoluzione spaziale. Questa point spread function è completamente descritta sommando i profili dei numeri CT che intersecano ad ogni angolo l’immagine del filo metallico. La risoluzione spaziale è ricavata direttamente dalla PSF, misurando la massima ampiezza a metà altezza (FWHM).