Dosi in TC multislice con tecniche di modulazione automatica della corrente

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1 Dosi in TC multislice con tecniche di modulazione automatica della corrente 14 novembre 2011 Mirandola Marco Serafini

2 La Dose Dose assorbita quantità di energia per gr. di tessuto Unità di misura Gray

3 Equivalente di Dose L equivalente di Dose (Sievert) Dose assorbita * fattori legati alla pericolosità del tipo di radiazione

4 Equivalente di Dose Tipo ed intervallo di energia Fattori di peso ( ICRP 60) Fotoni, tutte le energie 1 Elettroni e muoni, tutte le energie 1 Neutroni, energia< 10 kev 5 10 kev-100 kev 10 > 100 kev - 2 MeV 20 > 2 MeV - 20 MeV 10 > 20 MeV 5 Protoni 5 Particelle alfa, frammenti di fissione, nuclei pesanti 20

5 Equivalente di Dose Efficace L equivalente di Dose efficace (Sievert) Equivalente di Dose * fattori che tengono conto della sensibilità dell organo

6 Equivalente di Dose Efficace Tessuto o organo Fattori di peso ( ICRP 60) Gonadi 0,20 Midollo osseo (rosso) 0,12 Colon 0,12 Polmone 0,12 Stomaco 0,12 Vescica 0,05

7 Equivalente di Dose Efficace Tessuto o organo Fattori di peso ( ICRP 60) Mammella 0,05 Fegato 0,05 Esofago 0,05 Tiroide, altri tessuti 0,05 Cute 0,01 superfici ossee 0,01

8 Riferimenti Internazionali ICRP PUBLICATION 60: 1990 RECOMMENDATIONS OF THE INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION, 60 RACCOMANDAZIONI 2007 DELLA COMMISSIONE INTERNAZIONALE PER LA PROTEZIONE RADIOLOGICA Adottate dalla Commissione nel marzo 2007

9 Raccomandazioni Direttive Europee Normativa Italiana ICRP ICRP Direttiva europea Euratom 97/ ICRP Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187

10 Direttiva europea Euratom 97/ DIRETTIVA DEL CONSIGLIO 30 giugno 1997, 97/43/EURATOM Direttiva del Consiglio riguardante la protezione sanitaria delle persone contro i pericoli delle radiazioni ionizzanti connesse a esposizioni mediche e che abroga la direttiva 84/466/Euratom (G.U.C.E. n. L 180 del 9 luglio 1997) IL CONSIGLIO DELL'UNIONE EUROPEA, visto il trattato che istituisce la Comunità europea dell'energia atomica, in particolare l'articolo 31,.. (5) considerando che, alla luce dell'evoluzione delle conoscenze scientifiche nel campo della radioprotezione applicata alle esposizioni mediche, la Commissione internazionale per la protezione radiologica ha riesaminato la materia nelle sue raccomandazioni del 1990 e del 1996;..

11 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 "Attuazione della direttiva 97/43/Euratom in materia di protezione sanitaria delle persone contro i pericoli delle radiazioni ionizzanti connesse ad esposizioni mediche" pubblicato nella Gazzetta Ufficiale n. 157 del 7 luglio Supplemento Ordinario n. 105 Visti gli articoli 76 e 87 della Costituzione; Vista la legge 5 febbraio 1999, n. 25; IL PRESIDENTE DELLA REPUBBLICA Vista la direttiva 97/43/Euratom del Consiglio, del 30 giugno 1997, riguardante la protezione sanitaria delle persone contro i pericoli delle radiazioni ionizzanti connesse a esposizioni mediche e che abroga la direttiva 84/466/Euratom; Visto il decreto legislativo 17 marzo 1995, n. 230; Visto il decreto legislativo 31 marzo 1998, n. 112; Vista la preliminare deliberazione del Consiglio dei Ministri, adottata nella riunione del 18 febbraio 2000;

12 Pubblicazione ICRP

13 Pubblicazione ICRP

14 Pubblicazione ICRP

15 Pubblicazione ICRP

16 Pubblicazione ICRP

17 Pubblicazione ICRP

18 Pubblicazione ICRP

19 Pubblicazione ICRP

20 Pubblicazione ICRP Livelli di riferimento

21 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187

22 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 Art. 1. Campo d'applicazione 1. Il presente decreto legislativo definisce i principi generali della radioprotezione delle persone per quanto riguarda le esposizioni di cui ai commi 2 e Il presente decreto legislativo si applica alle seguenti esposizioni mediche: a) esposizione di pazienti nell'ambito della rispettiva diagnosi o trattamento medico; b) esposizione di persone nell'ambito della sorveglianza sanitaria professionale; c) esposizione di persone nell'ambito di programmi di screening sanitario; d) esposizione di persone sane o di pazienti che partecipano volontariamente a programmi di ricerca medica o biomedica, in campo diagnostico o terapeutico; e) esposizione di persone nell'ambito di procedure medico-legali. 3. Il presente decreto legislativo si applica inoltre alle esposizioni di persone che coscientemente e volontariamente, al di fuori della loro occupazione, assistono e confortano persone sottoposte a esposizioni mediche.

23 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n Ai fini del presente decreto, inoltre, si intende per: c) responsabilità clinica: la responsabilità riguardo a esposizioni mediche individuali attribuita ad uno specialista. In particolare: giustificazione; ottimizzazione; valutazione clinica del risultato; cooperazione con altri specialisti e con il personale eventualmente delegato per aspetti pratici; reperimento di informazioni, se del caso, su esami precedenti; trasmissione, su richiesta, di informazioni radiologiche esistenti o di documenti ad altri medici specialisti o prescriventi; informazione dei pazienti e delle altre persone interessate, se del caso, circa i rischi delle radiazioni ionizzanti; f) specialista: il medico chirurgo o l'odontoiatra che ha titolo per assumere la responsabilita' clinica per le esposizioni mediche individuali ai sensi dell articolo 7 commi 3 e 4;

24 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n E' vietata l'esposizione non giustificata. Art. 3. Principio di giustificazione 2. Le esposizioni mediche di cui all articolo 1, comma 2, devono mostrare di essere sufficientemente efficaci mediante la valutazione dei potenziali vantaggi diagnostici o terapeutici complessivi da esse prodotti, inclusi i benefici diretti per la salute della persona e della collettività, rispetto al danno alla persona che l'esposizione potrebbe causare, tenendo conto dell'efficacia, dei vantaggi e dei rischi di tecniche alternative disponibili, che si propongono lo stesso obiettivo, ma che non comportano un'esposizione, ovvero comportano una minore esposizione alle radiazioni ionizzanti. In particolare: a) tutti i nuovi tipi di pratiche che comportano esposizioni mediche devono essere giustificate preliminarmente prima di essere generalmente adottate; b) i tipi di pratiche esistenti che comportano esposizioni mediche possono essere riveduti ogni qualvolta vengano acquisite prove nuove e rilevanti circa la loro efficacia o le loro conseguenze; c) il processo di giustificazione preliminare e di revisione delle pratiche deve svolgersi nell'ambito dell'attività professionale specialistica tenendo conto dei risultati della ricerca scientifica.

25 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 Art. 3. Principio di giustificazione 3. Il Ministero della sanità può vietare, sentito il Consiglio superiore di sanità, tipi di esposizioni mediche non giustificati. 4. Tutte le esposizioni mediche individuali devono essere giustificate preliminarmente, tenendo conto degli obiettivi specifici dell'esposizione e delle caratteristiche della persona interessata. Se un tipo di pratica che comporta un'esposizione medica non è giustificata in generale, può essere giustificata invece per il singolo individuo in circostanze da valutare caso per caso. 5. Il prescrivente e lo specialista, per evitare esposizioni non necessarie, si avvalgono delle informazioni acquisite o si assicurano di non essere in grado di procurarsi precedenti informazioni diagnostiche o documentazione medica pertinenti alla prevista esposizione.

26 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187

27 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 Art. 4 Principio di ottimizzazione 1. Tutte le dosi dovute a esposizioni mediche per scopi radiologici di cui all articolo 1, comma 2, ad eccezione delle procedure radioterapeutiche, devono essere mantenute al livello più basso ragionevolmente ottenibile e compatibile con il raggiungimento dell'informazione diagnostica richiesta, tenendo conto di fattori economici e sociali; il principio di ottimizzazione riguarda la scelta delle attrezzature, la produzione adeguata di un informazione diagnostica appropriata o del risultato terapeutico, la delega degli aspetti pratici, nonché i programmi per la garanzia di qualità, inclusi il controllo della qualità, l'esame e la valutazione delle dosi o delle attività somministrate al paziente. 3. Ai fini dell'ottimizzazione dell'esecuzione degli esami radiodiagnostici si deve tenere conto dei livelli diagnostici di riferimento (LDR) secondo le linee guida indicate nell allegato II.

28 LDR Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 ALLEGATO II Livelli diagnostici di riferimento: linea guida 1. Definizione e scopo Scopo di queste Linee Guida è la definizione di livelli diagnostici da usare come riferimento (LDR) nei programmi di assicurazione di qualità in radiodiagnostica e in medicina nucleare. I LDR vanno intesi come strumenti di lavoro per ottimizzare le prestazioni. Sono grandezze (tempi, ctdi, attività ecc.) facilmente misurabili e tipiche per ogni procedura diagnostica. I LDR, avendo valore di standard, non si riferiscono a misure di dose assorbita dal singolo paziente e non devono essere utilizzati al di fuori di programmi di miglioramento della qualità in radiodiagnostica..

29 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 La Dose in Radiologia Dose profonda Dose rivelatore Dose ingresso

30 LDR RADIOLOGIA Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 RADIODIAGNOSTICA: LDR ESAMI: * DOSE D INGRESSO (mgy) Addome 10 Urografia (per ripresa) 10 Cranio AP 5 PA 5 Lat 3 Torace PA 0.4 Lat 1.5 Rachide lombare AP 10 Lat 30 Rachide Lombo-Sacrale 40 Pelvi AP 10 Mammografia CC 10 mgy (dose di ingresso con griglia)

31 LDR RADIOLOGIA Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 ESAMI: RADIOLOGIA PEDIATRICA DOSE D INGRESSO ( µ Gy) Addome 1000 (5 anni) ** Torace PA/AP Lat AP Cranio PA/AP Lat Pelvi AP AP 100 (5 anni) 200 (5 anni) 80 (neonati) 1500 (5 anni) 1000 (5 anni) 200 (neonati) 900 (5 anni)

32 U.O. Radiologia Responsabile dell'impianto radiologico Tabella 1: RADIODIAGNOSTICA CONVENZIONALE ESAME Tensione [kv] (MIN-media-MAX) Filtrazione totale [mm Al] (MIN-media-MAX) ESD [mgy] Modalità di misura Num. Tubi NOTE Num. Esam i LDR RADIOLOGIA (esempio) Addome C.I. 5 DR (***) Cranio AP/PA C.I. 2 DR (***) Cranio LAT C.I. 2 DR (***) Pelvi AP C.I. 5 DR (***) Rachide lombare AP C.I. 5 DR (***) Rachide lombare LAT C.I. 5 DR (***) Rachide lombo-sacrale C.I. 5 DR (***) Torace PA C.I. 5 DR (***) Torace LAT C.I. 5 DR (***) Urografia (per ripresa) Mammografia C.I. 1 DR (***) Ba enema Arteriografia Tabella 2: RADIODIAGNOSTICA PEDIATRICA ESAME Tensione [kv] (MIN-media-MAX) Filtrazione totale [mm Al] (MIN-media-MAX) ESD [mgy] Modalità di misura Num. Tubi NOTE Num. Esam i Addome (5 anni) Cranio AP/PA (5 anni) Cranio LAT (5 anni) Pelvi AP (5 anni) C.I. 4 DR (***) Pelvi AP (neonati) C.I. 4 DR (***) Torace PA/AP (5 anni) C.I. 5 DR (***) Torace LAT (5 anni) C.I. 5 DR (***) Torace (neonati) (***): I dati in questione sono stai inviati a Dott. Mancini, responsabile Servizi Sanità Pubblica, in data 31/05/2007 (Prot.45461/PG)

33 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 CTDI

34 Misure di CTDI Phantom dose

35 Misure di CTDI Phantom dose

36 Misure di CTDI Phantom dose

37 Misure di CTDI Pencil camera

38 CTDI Pencil camera

39 CTDI Per le scansioni elicolidali viene definito anche un indice volumetrico CTDI vol CTDI vol =CTDI w / Pitch

40 DLP

41 Decreto Legislativo 26 maggio 2000, n. 187 LDR TC TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA ESAMI: CTDIw (mgy) DLP (mgy cm) Testa Torace Addome Pelvi

42 LDR TC 64 (esempio) U.O. Radiologia: Responsabile dell'impianto radiologico: Anno di riferimento: Data: TC DELL'ADULTO ESAME CTDIw CTDIvol LDR DLP [mgy] [mgy] CTDIw [mgy cm] Torace standard Torace Addome Torace HR assiale Addome superiore standard Addome superiore standard vuoto+due fasi Addome standard vuoto+tre fasi Addome pelvi standard Addome pelvi standard vuoto+contrasto pelvi standard Aorta addominale vuoto+contrasto Aorta addominale contrasto Estremità inferiori Tronchi Sovra Aortici Tronchi Sovra Aortici (nuovo) Intracranico (p. di Willis) LDR DLP NOTE il Fisico Specialista dr. M.Serafini

43 Calcolo di dose in TC Sw Impact

44 Misura della dose con TLD

45 Misura della dose con TLD

46 Misura della dose con TLD

47 Altri fattori importanti per la dose Collimazione e penombra Macchia focale Collimatori penombra Area illuminata

48 Altri fattori importanti per la dose Collimazione e penombra

49 Riduzione dose in TC con filtri al Bismuto

50 Riduzione dose in TC con filtri al Bismuto

51 Riduzione dose in TC con filtri al Bismuto

52 Riduzione dose in TC con filtri al Bismuto

53 Riduzione dose in TC con filtri al Bismuto

54 Il Segnale in Radiologia Tradizionale Tubo RX Oggetto I 0 x Camere di ionizzazione (misuratori di dose) I I = I 0 e -µx

55 Segnale e contrasto Differenti tessuti (cioè con diversa densità elettronica cioè diverso µ ) daranno diversi assorbimenti a parità di spessore. µ elevato= Maggior assorbimento Il contrasto è dato dalla differenza di questi segnali. µ piccolo= minor assorbimento

56 Il segnale in TC Tubo RX Paziente Detettori

57 Unità H valori assoluti Il segnale in TC A differenza della Radiologia tradizionale, in TC il segnale, dai detettori alla matrice finale subisce pesanti elaborazioni. Se la macchina è ben calibrata il segnale finale (valore del pixel) non risente più del livello di dose erogata in quel voxel ma solo dalla densità elettronica dello stesso.

58 Il Segnale in TC Il Segnale è proporzionale al numero dei fotoni X (dose) alla densità elettronica e al volume del voxel: il segnale quindi aumenta con l aumento della dose e delle dimensioni del voxel (cioè diminuendo la risoluzione spaziale). Viceversa diminuisce diminuendo la dose e aumentando la risoluzione. In TC però il segnale subisce un processo di amplicazione/normalizzazione in modo che alla fine dipende solo dalla densità elettronica del voxel

59 Il Segnale in TC Vedi esempi: cat_acqua_50ma.dcm 50 ma dicom cat_acqua_100ma.dcm 100 ma cat_acqua_200ma.dcm 200 ma cat_slice_acqua_0_625mm.dcm cat_slice_acqua_2_5mm.dcm cat_slice_acqua_5mm.dcm cat_slice_acqua_10mm.dcm

60 Segnale e contrasto in TC

61 Segnale e contrasto in TC

62 Segnale e contrasto in TC

63 Segnale e rumore Il segnale subisce un processo di amplificazione/normalizzazione per cui non dipende più dal segnale originariamente ricevuto dai detettori: questo ultimo dipendeva da una quantità di fattori: 1) Tensione tubo 2) Corrente tubo 3) Tempo esposizione 4) Spessore fetta 5) Pitch 6) Dimensione pixel 7) Ecc.

64 Segnale e rumore Amplificando/normalizzando il segnale si amplifica anche il rumore che a questo punto diventa dipendente dai fattori elencati prima: 1) Tensione tubo 2) Corrente tubo 3) Tempo esposizione 4) Spessore fetta 5) Pitch 6) Dimensione pixel 7) Ecc.

65 Rumore Il rumore può essere pensato come l errore di misura dell assorbimento dei raggi X: rappresenta cioè l incertezza della misura ed è inversamente proporzionale al numero di fotoni x (dose) che illuminano il voxel. Il rumore (inteso come deviazione della misura dal valore atteso) è governato da leggi probabilistiche.

66 Curva Gaussiana 68,3% = P{ μ - σ < X < μ + σ } 95,0% = P{ μ - 1,96 σ < X < μ + 1,96 σ } 95,5% = P{ μ - 2 σ < X < μ + 2 σ } 99,0% = P{ μ - 2,58 σ < X < μ + 2,58 σ } 99,7% = P{ μ - 3 σ < X < μ + 3 σ }

67 Curva Gaussiana μ = 100 σ = 5 68,3%= 95 < X < 105 (+/-1 σ) 95,5%= 90 < X < 110 (+/-2 σ) 99,7%= 85 < X < 115 (+/-3 σ)

68 Curva Gaussiana 0.25 μ = 100 σ = ,3%= 98 < X < 102 (+/-1 σ) 95,5%= 96 < X < 104 (+/-2 σ) 99,7%= 94 < X < 106 (+/-3 σ)

69 Curva Gaussiana μ = 100 σ =

70 Segnale Contrasto Rumore

71 Segnale Contrasto Rumore

72 Segnale Contrasto Rumore

73 Segnale Contrasto Rumore

74 Segnale Contrasto Rumore

75 Segnale Contrasto Rumore

76 Segnale Contrasto Rumore

77 Segnale Contrasto Rumore

78 Segnale Contrasto Rumore

79 Segnale Contrasto Rumore

80 Segnale Contrasto Rumore

81 Segnale Contrasto Rumore

82 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 0 S/N = inf. Matrice = 512

83 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 0 S/N = inf. Matrice = 512

84 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 32 S/N = 0.25 Matrice = 512

85 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 32 S/N = 0.25 Matrice = 512

86 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 16 S/N = 0.5 Matrice = 256

87 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 16 S/N = 0.5 Matrice = 256

88 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 8 S/N = 1 Matrice = 128

89 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 8 S/N = 1 Matrice = 128

90 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 8 S/N = 1 Matrice = 128

91 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 4 S/N = 2 Matrice = 64

92 Matrice Rumore Contrasto Fondo = 128 Immagine = 136 Segnale = 8 Rumore = 4 S/N = 2 Matrice = 64

93 Matrice 512 Matrice Rumore Contrasto Matrice 256 Matrice 128 Matrice 64

94 Influenza del postprocessing sul rumore Filtro STD Filtro BONE+

95 GEOMETRIA DEL SISTEMA

96 GEOMETRIA DEL SISTEMA

97 ROTAZIONI ADDIZIONALI

98 SISTEMI PER IL CONTROLLO AUTOMATICO DELLA CORRENTE

99 SISTEMI PER IL CONTROLLO AUTOMATICO DELLA CORRENTE

100 SISTEMI PER IL CONTROLLO AUTOMATICO DELLA CORRENTE

101 SISTEMI PER IL CONTROLLO AUTOMATICO DELLA CORRENTE