Imaging del Torace in Terapia Intensiva. 14 maggio protezionistica

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Florindo Casati
8 anni fa
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1 Imaging del Torace in Terapia Intensiva 14 maggio 2015 Avanzamento tecnologico e protezionistica Luisa Pierotti

2 RX Torace qualità delle immagini Ampio range di densità dei tessuti (osso, polmone, cuore) Ampio range dinamico Piccole differenze di contrasto Basso rumore Necessità di distinguere piccoli dettagli Risoluzione spaziale elevata

3 LA RADIOLOGIA DIGITALE HA MODIFICATO LA COMUNICAZIONE TRA IL CLINICO E IL RADIOLOGO

4 Rivelatori Digitali Proprietà dei Materiali: Proprietàdei materiali: Massimo assorbimento di fotoni ed efficienza Fornire una accurata misura di quanti fotoni sono raccolti Mantenere informazioni sulla localizzazione spaziale in cui è avvenuta l interazione i averela possibilità di essere assemblati su una dimensionedicirca 40cm La scelta è tra due materiali possibili: Phosphor materials che generano luce Photoconductor materials che generano cariche elettriche lttih

5 Radiologia digitale

7 CR Computed Radiology Supporti a fosfori fotostimolati (SPS) BaFBr:Eu 2+,BaF(BrI):Eu 2+,RbCl IP elaborato da un laser release stored energy (visible ibl light) =>PMT Luminescenza fotostimolata

8 Risoluzione spaziale: diametro di lettura effettivo Incident Laser Beam 100 Light guide assembly and PMT 80 Confronto direzioni Kodak Kodak ST subscan Kodak ST scan Light Scattering Photostimulated Luminescence Protective Layer Phosphor Layer MTF 60 Laser Light Spread "Effective" readout diameter Base Support Figure 5. Spatial resolution is determined by the effective laser light distribution, among other factors. Adapted from [2] lp/mm La potenza del laser utilizzato per la scansione dell IP dellip determina la frazione di rilascio dell energia energia intrappolata, incide sui tempi di scansione, sui processi di fosforescenza ritardata e sul segnale residuo. Laser più potenti permettono di avere maggiore efficienza nel rilascio degli elettroni intrappolati a costo di una minore risoluzione spaziale (maggiore profondità di ingresso del raggio laser e della conseguente maggior diffusione della luce stimolata nello strato di fosforo). 8

9 CR Computed Radiology Curva di risposta

10 CR Computed Radiology L ampia diffusione di queste apparecchiature ormai sul mercato da più di 25 anni è dovuta a: tolleranza in esposizione (ampia linearità e latitudine) facilità di gestione delle immagini digitali compatibilità con gli apparecchi radiologici esistenti costi relativamente bassi dimensione pixel circa 200μm

11 CR Computed Radiology Limitazioni Le principali limitazioni di questi sistemi sono derivano dalla fisica dei rivelatori e dalla tecnologia dei lettori: L efficienza di rivelazione è inferiore rispetto ai sistemi tradizionali con pellicole Aumento delle dosi i(i (circa un ftt fattore rispetto alle pellicole, l riducibile con ottimizzazione) Tecnica manuale e tendenza ad eccedere le immagini sovraesposte appaiono migliori rispetto a quelle esposte correttamente. maggiore sensibilità alla radiazione diffusa rispetto ai tradizionali schermi a terre rare (minore energia dell edge K del bario) sistemi elettro meccanici con diverse parti in movimento

12 Sistemi a doppia lettura Un'Imaging plate costituto da uno strato di fosforif fotostimolabili di maggiore spessore e da un supporto trasparente alla radiazione emessa. Un metodo di lettura che permetta la cattura da entrambi i lati dell'imaging Plate della radiazione emessa in seguito alla stimolaizone i laser (>efficienza, i < risoluzione). i La combinazione dei dati immagine rilevati da dispositivi dspost di acquisizione posti uno sopra ed uno sotto l'imaging Plate. Poichè il rapporto ottimale di combinazione dei dati dipende dalla frequenza spaziale, il processo di somma è basato suun filtro spaziale. Primi studi confermano dimostrano l incremento e della DQE ( %) 0%)

13 Needle shape Efficienza di conversione CsBr:Eu > BaFBr:Eu (Più luce/fotoni X assorbiti) Needle shaped phosphor cristals < energia di stimolazione < potenza del laser di lettura Posso aumentare lo spessore e quindi l efficienza senza perdita di risoluzione

14 Parallel reading

15 DR Aspetti salienti disponibilità immediata delle immagine WorkList e Store

16 La sincronizzazione tra il rivelatore e l apparecchio lapparecchio Rx è essenziale a differenza di quello che accade con CR e film che sono sempre operativi la connessione può essere elettromeccanica e wireless

17 Flat Panel Detector: tecnologia FPD Indiretti Diretti Fosforo Fotoconduttore Luce Carica Carica Carica A-Si:H Flat Panel Array

18 Rivelatori a matrice attiva di tft Area Readout: a Si:H Flat Panel Readout fbbi fabbricati utilizzando large area a Si:H deposition Conversione facilities indiretta 14x17 o più con pixels fino a <100mm può essere accoppiato a fosfori o semiconduttori Direttamente accoppiato allo strato che assorbe la radiazione (high transfer effic.) diverse tecniche di lettura della matrice Conversione diretta Il cuore dei nuovi sistemi: la matrice attiva di tft

19 Materiali Fosfori (producono luce) - ioduro di cesio CsI(Tl) - sulfuro di gadolinio GOS, Gadox -altri scintillatori

20 FPD: configurazione complessiva del sistema

21 Il sistema scintillatore fotodiodo tft ideale L.E. Antonuck et al. Med. Phys. Jan 97 Scintillatore: elevata efficienza di conversione in luce (ben accoppiata alla sensibilità dei fotodiodi (a-si nip) Scintillatore: risoluzione elevata (schermi tradizionali Gd2 O2S (Tb) versus CsI (Tl) con light piping ) Fotodiodo: bassa corrente di buio (1pA/mm2) e bassa capacità (più alta rapidità operativa) tft array: bassa corrente di interdizione (fa) e bassa resistenza (Mohm) range dinamicoi del segnale: circa 1:4000 alto fattore di riempimento (sottocampionamento!)

22 Dall acquisizione all immagine finale Detector A/D Calibrazione del rivelatore raw image pre image post image Export Acquisizione e controllo Pre Processing Post Processing HCU Composer HCU Calibration Verifica Visualizzazione

26 Radiation Exposure to US Population from all Sources US 1982 (NCRP 93) US 2006 (NCRP 160) Consumer Occupation products al 2% 0.3% Background 83% Medical 15% Radiography 5%(0.3 msv) Nuclear Medicine 13% (0.8 msv) Interventional 6%(0.4mSv) CT 24% (1.5 msv) Other 3%(0.1mSv) Natural 50% (3.1mSv) Medical 0.54 msv per capita Total 3.6 msv per capita Medical 3.0 msv per capita Total 6.2 msv per capita NCRP 160 published March 2009

27 C è Cèuna documentata tendenza a sovraesporre in radiologia digitale Per sorvegliare la corretta esposizione occorre un indicatore di dose Freedman et al. SPIE 1897 (1993), Gur D et al. Proc 18 th European Congress of Radiology. Vienna Sep (1993)154.

28 Indici idi esposizione ii incidente id Dipendono da: tipo di esame, Algoritmi di ricostruzione/segmentazione, kvp, filtrazione, tempo intercorso tra esposizione e lettura, posizione del paziente, distanza sorgente - IP, presenza di griglia.

29 Indici di esposizione incidente

30 Quale indice di dose? Seibert, et al Acad Radiol (1996) 4: QA b d i di d d QA based on exposure indicator reduces doses Willis Ped Radiol (2002) 32: % dose reduction if exposure indicator target followed AAPM Task Group #116 sta cercando di armonizzare

31 LDR Allegato II Dlvo 187/00

32 LDR

33 Vano et al, Paediatric entrance doses from exposure index in computed radiography, Phys Med Biol 53 (2008):

34 The mean ESAK (µgy) for chest X-ray examinations of children in six general radiography hospitals (seven X-ray rooms). Ibrahim I. Suliman, and Sahar O. Elawed Radiat Prot Dosimetry 2013;156: The Author Published by Oxford University Press. All rights reserved. For Permissions, please

35 Età kv mas E(mSv) Incident air kerma μgy ESD μgy 30 (80) (100) ESAK μgy y Adulto kv mas 1 4 E(mSv) Incident air kerma μgy 70 ESD μgy (400) ESAK μgy 150

36 Dose Operatore e 117 kv 4 mas microgy cm

37 Neonatologia 80 kv 0.8 mas μsv campo 12x12 cm Fantoccio diffusore 8 cm

38 Grazie!

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