UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI SALERNO
FACOLTA’ DI SCIENZE MM. FF. NN.
CORSO DI LAUREA IL FISICA
MASTER DI 1° LIVELLO
VERIFICHE DI QUALITÀ IN RADIODIAGNOSTICA,
MEDICINA NUCLEARE E RADIOTERAPIA
La radioprotezione del paziente nella TC
(4^ Lezione)
F. Malgieri
Analisi della situazione
• La TC è in continua evoluzione ed offre sempre
migliori qualità dell’immagine.
• La frequenza degli esami TC aumenta rapidamente
ed in alcuni paesi raggiunge attualmente il 10-15 %
di tutti gli esami radiologici.
• Le dosi ai pazienti negli esami TC non diminuiscono,
contrariamente a quanto avvenuto per gli esami
radiografici per I quali si è avuta negli ultimi 10 anni
una riduzione delle dosi dell’ordine del 30%.
Perchè aumenta la dose nella TC ?
• Perchè si persegue la migliore qualità dell’immagine che,
in TC, richiede maggiore esposizione.
• Perchè in molti esami vi è la tendenza ad aumentare il
volume esaminato.
• Perchè i parametri di scansione sono spesso non
correttamente adattati alle esigenze dell’esame.
UNSCEAR 2000
UNSCEAR 2000
Grandezze dosimetriche nella CT (1)
La grandezza dosimetrica di base nella CT è costituita
dal Computer Tomography Dose Index, introdotto già
nel 1981 da Scope et al. [Med. Physics 8, 1981],
+∞
CTDI = 1/T * ∫ D(z) dz
-∞
con
[mGy]
D(z) = profilo di dose lungo l’asse di rotazione z
T = spessore nominale dello strato
Grandezze dosimetriche nella CT (2)
Il CTDI è misurato con camera a ionizzazione tipo
pencil di lunghezza 10 cm inserita in fantocci di PMMA
di opportune dimensioni, sia al centro che alla periferia
ad 1 cm sotto la superficie.
Grandezze dosimetriche nella CT (3)
Il valore CTDI medio relativo al fantoccio ed al valore
mAs utilizzati è dato da
CTDIw = (1/3*CTDIc + 2/3*CTDIp)
[mGy]
dove
CTDIc è il valore misurato al centro e
CTDIp è la media dei valori misurati alla periferia.
Grandezze dosimetriche nella CT (4)
Per la CT elicoidale è stata introdotta la grandezza
CTDIvol. = CTDIw / pitch
che tiene conto delle variazioni di dose lungo l’asse z
e risulta, ovviamente, CTDIvol. = CTDIw nel caso di
pitch = 1.
Le grandezze CTDIw e CTDIvol. esprimono la dose
media nel volume irradiato ed i relativi valori sono
indipendenti dalla lunghezza della regione irradiata.
Grandezze dosimetriche nella CT (5)
Per tenere conto della lunghezza L (cm) della
regione irradiata viene utilizzata la grandezza
DLP (dose * lunghezza)
= CTDIw * L
DLP
[mGy * cm]
= CTDIvol. * L
rispettivamente per la CT convenzionale e per
quella elicoidale.
Grandezze dosimetriche nella CT (6)
Cosa diversa è la grandezza dose efficace E, deputata
alla quantizzazione della probabilità di produzione del
danno stocastico da radiazioni ionizzanti, definita come
E = ∑T WT * HT
con
[mSv]
HT dose media ricevuta dall’organo o tessuto T
WT fattore di peso che esprime la ‘suscettibilità
relativa’ dell’organo o tessuto T alla produzione del danno stocastico.
Grandezze dosimetriche nella CT (7)
La valutazione della dose efficace in ciascun esame CT
è non facile, richiedendo la valutazione della dose ricevuta da ciascun tipo di organo e tessuto irradiato, e può
essere effettuata mediante:
 misure con dosimetri TLD in fantoccio antropomorfo, come p. e. effettuato per l’esame torace HR
con SSCT elicoidale [F. Malgieri et al.: Radiologia
Medica 92, 1996];
 l’utilizzo di specifici programmi di calcolo;
 l’utilizzo di fattori di conversione della DLP relativi
a ciascun tipo di esame CT riportati in Reports.
Valori medi della dose efficace per alcuni
esami radiologici
[Rad. Prot. n. 136, MHRA Ev. Cen. UK Dep. Health, 2003]
dose efficace [mSv]
TC
R-X conv.
0,8
<0,02 (OP)
Testa
2
0,03
Torace
8
0,02
Addome
10
0,7
Pelvi
10
0,7
Mandibola
Rischio % di morte per mSv
[UNSCEAR Report 1993]
0,016%
0,014%
0,012%
0,010%
0,008%
0,006%
0,004%
0,002%
0,000%
0-9
10-19
20-29
30-39
40-49
fascie di età (anni)
50-59
60-69
70-79
Rischio di morte prodotto da 10000 esami
su pazienti di età tra 10 e 30 anni
Mandibola
Testa
Torace
Addome
Pelvi
Rxconv.
TC
0,016 (OP)
0,024
0,016
0,56
0,56
0,64
1,6
6,4
8,0
8,0
Tessuti irradiati in CT anche quando non
costituiscono la zona di interesse nell’esame
Lens of the eye
Breast tissue
Dosi tipiche [mGy] per esami CT in adulti
[Shrimpton et al. 1991]
MamTestiOcchi Tiroide
Utero Ovaie
melle
coli
Eame
Testa
50
1.9
0.03
*
*
*
Spina cervic.
0.62
44
0.09
*
*
*
Spina torac.
0.04
0.46
28
0.02
0.02
*
Torace
0.14
2.3
21
0.06
0.08
*
Addome
*
0.05
0.72
8.0
8.0
0.7
Spina lomb.
*
0.01
0.13
2.4
2.7
0.06
Pelvi
*
*
0.03
26
23
1.7
Il simbolo * indica che la dose è < 0.005 mGy
La CT a spirale somministra più o meno
dose al paziente ?
• Dipende dalla scelta dei valori dei parametri.
• Anche se è possibile eseguire una CT a
spirale con dose inferiore rispetto a quella
statica, in pratica il patiente riceve dose
maggiore a causa dei fattori di fatto utilizzati
(volume di scansione, mAs, pitch, ampiezza
dello strato).
La CT multi-slice somministra più o meno
dose al paziente ?
La dose al paziente nella CT multi-slice può
essere maggionr di circa il 0-30% rispetto
alla CT a spirale a strato singolo.
MSCT (Multi-Strato CT)
Matrix detector array
Light Speed G. E.
Adaptive detector array
Emotion-6 Siemens
Hybrid detector array
Aquilon-16 Toshiba
Aumento della dose/esame nella MSCT
rispetto alla SSCT elicoidale (1)
Efficienza geometrica
L’effetto della radiazione ‘non utile’ (non vista dai
rivelatori) è descritto dalla grandezza efficienza
geometrica:
“rapporto % tra l’integrale del profilo di dose nella
regione comprendente i rivelatori utilizzati e l’inte
grale del profilo di dose totale lungo l’asse z”
[IEC 60601-2-44 Ed. 2, 2003].
Nella MSCT l’efficienza geometrica varia da circa il
50% per piccoli spessori di strato a circa il 90% per
gli spessori maggiori [C. J. Koller et al.: B. J. Radiol.
76, 2003].
Aumento della dose/esame nella MSCT
rispetto alla SSCT elicoidale (2)
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (1)
L’incremento della dose/esame nella MSCT rispetto alla CT
elicoidale a strato singolo è documentato in diversi studi e, in
particolare nella rassegna di G. Brix et al. [Eur. Radiol. 13,
2003] relativa alla situazione in Germania nell’anno 2001, con
l’introduzione delle apparecchiature MSCT:
n.ro 10 LightSpeed QX/i G. E.
n.ro 5 LightSpeed Plus G. E.
n.ro 1 LightSpeed Plus G. E.
n.ro 7 Mx8000 Quad Philips
n.ro 41 Volume Zoom Siemens
n.ro 1 Asteion Multi Toshiba
n.ro 9 Aquilon Toshiba
n. simult. slices
4
4
8
4
4
4
4
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (1a)
[G. Brix et al.: Eur. Radiol. 13, 2003]
DLPesame
900
600
Fegato/reni
0
Aorta
toracica
Aorta
addominale
Vasi
polmonari
Spina
cervicale
Spina
lombare
300
Cervello
mGy * cm
1200
SSCT
MSCT
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (1b)
[G. Brix et al.: Eur. Radiol. 13, 2003]
SSCT
MSCT
Spina
lombare
Spina
cervicale
Vasi
polmonari
Aorta
addominale
Aorta
toracica
Fegato/reni
14
12
10
8
6
4
2
0
Cervello
mSv
Eesame
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (2)
Altra rassegna [S. J. Yates et al.: B. J. Radiol. 77,
2004] riporta le variazioni della dose/esame nella
MSCT rispetto alla SSCT elicoidale rilevate nella
regione orientale della Gran Bretagna nel 2002, con
la introduzione delle apparecchiature MSCT:
n. simult. slices
n. 4 LightSpeed Plus G.E.
4
n. 2 Somatom Sensation 4
4
n. 1 Somatom Sensation 16
16
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (2a)
[S. J. Yates: B. J. Radiol. 77, 2004]
Addome
E (mSv)
10
8
6
4
2
0
B
C
SSCT
E
F
K
L
MSCT
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (2b)
[S. J. Yates: B. J. Radiol. 77, 2004]
Testa
E (mSv)
3
2
1
0
A
B
C
SSCT
E
F
H
J
K
L
MSCT
Dose/esame MSCT versus SSCT elicoidale (2d)
[S. J. Yates: B. J. Radiol. 77, 2004]
Spina lom bare
E (mSv)
15
10
5
0
B
SSCT
C
L
MSCT
Riduzione della dose al paziente (1)
Implementazione di complessi sistemi ‘tracking’
che, mediante il movimento del tubo R-X o del
fuoco o del collimatore, ‘pilotato’ dalle informazioni fornite dai rivelatori periferici adiacenti a
quelli utilizzati per la formazione delle immagini,
realizzano la riduzione della penombra e migliorano l’efficienza geometrica. [T. L. Toth et al.:
Med. Phyisics. 27, 2000]
Riduzione della dose al paziente (2)
Riduzione della dose al paziente (3)
Riduzione della dose al paziente (4)
Le innovazioni tecnologiche che contribuiscono alla
riduzione della dose al paziente hanno come
contestuale obiettivo il miglioramento o, almeno, il
mantenimento della qualità intrinseca delle immagini.
Numerosi studi, J. E. Wildberger et al. [Invest. Radiol.
36, 2001] per gli esami toracici, E. Coppenrath et al.
[Forts. Roentgenstr. 27, 2003] e D. Sahani et al. [J. of
Comp. Ass. Tom. 173, 2001] per gli esami addominali,
hanno rilevato come riducendo
e modulando i
parametri di scansione sulle caratteristiche di ciascun
paziente si realizza una accettabile qualità diagnostica
delle immagini con rilevante riduzione delle dosi.
Riduzione della dose al paziente (5)
È, pertanto, irrinunciabile l’impegno degli operatori che
dovrebbero ogni volta ricercare non la migliore qualità
intrinseca delle immagini, ma la adeguatezza della
qualità allo specifico quesito clinico, tenendo presente
che:
 da una parte, sono ingiustificate le dosi non strettamente necessarie al quesito clinico;
 dall’altra, un esame inadeguato alla refertazione
realizzerebbe una dose totalmente ingiustificata.
Qualità dell’immagine (1)
spessore di strato e mAs
Il rumore è proporzionale
_____________
a 1 / √ spess. strato ,
ed a 1 / √ mAs .
Il contrasto è proporzionale a 1 / spess. strato.
Segue che diminuendo lo spessore di strato aumenta
il contrasto ma aumenta anche, meno velocemente,
il rumore e, per pari livello di rumore, devono
essere aumentati i mAs.
Qualità dell’immagine (2)
kV (rispetto al valore ‘standard’ 120 kV)
80 - 100 kV danno migliore contrasto, ma anche dose
maggiore a parità di rumore;
avendosi minore penetrazione dei RX,
sono indicati nella radiologia pediatrica.
135 - 140 kV danno peggiore contrasto, con dose poco
minore a parità di rumore;
avendosi maggiore penetrazione dei RX,
sono indicati nei pazienti obesi.
Qualità dell’immagine (3)
pitch
Nei MSCT un aumento del pitch accorcia la durata
dell’esame, ma aumenta anche gli artefatti elicoidali ed
il rumore e vengono consigliati dai costruttori, per
mantenere inalterato il rumore, valori consistentemente aumentati dei mA e, in alcuni casi, l’aumento dei
mA avviene del tutto automaticamente.
D. Sahani et al. [J. Comp. Ass. Tom. 27, 2003] hanno
rilevato che, per gli esami addominali con il MSCT
Light Speed QX/I G. E., aumentando il pitch da 0,75 a
1,5 con aumento dei mA limitato a circa il 26% in luogo
del circa 66% consigliato dal costruttore, si ottiene una
accettabile qualità con riduzione della dose del 30-40%.
Dose al paziente e valori LDR (1)
Dose al paziente e valori LDR (2)
Dose al paziente e valori LDR (3)
Dose al paziente e valori LDR (4)
Risulta che nel Centro E, ove sono implementate procedure di ottimizzazione con la stretta collaborazione dei
Fisici e T.S.R.M., le dosi sono sistematicamente inferiori
che negli altri Centri con la medesima MSCT.
Scaturisce pure che per taluni esami MSCT non è di
fatto possibile rientrare nei valori LDR prescritti e, se
non si vuole rinunciare ai vantaggi della MSCT, devono
essere definiti specifici valori delle LDR per alcuni esami
MSCT, come proposto da A. Workman et al. [IPEM/
NRPB/RCR/CoR/BIR diagn. ref. levels working party.
IPEM Newsletter 67 2000] ed auspicato da altri Autori
[S. J. Yates et al.: B. J. Radiol. 77, 2004].
Conclusioni
La CT, in particolare la MSCT, offre irrinunciabili
vantaggi in molte situazioni cliniche.
Le più elevate dosi ai pazienti, unitamente alla sempre
crescente diffusione degli esami TC, rendono necessari
ulteriori sforzi da parte dei costruttori e, soprattutto, da
parte degli utilizzatori finalizzati al contenimento della
dose.
Deve, in particolare, essere tenuto sempre presente che
sono ingiustificate procedure che realizzano incrementi
della dose non necessari ai fini diagnostici, ma unica
mente indirizzati al conseguimento della migliore
qualità iconografica delle immagini.