Capitolo 1 Apparecchiature con Arco a C

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1 Capitolo 1 Apparecchiature con Arco a C Caratteristiche Tecniche: Intensificatore di Brillanza Complesso Radiogeno Monitor

2 La fluoroscopia è utilizzata per visualizzare il movimento delle strutture anatomiche interne dell organismo, il transito di fluidi e il posizionamento di device chirurgici e/o angiografici. In aggiunta viene comunemente utilizzata per verificare, durante l intervento, la correzione di fratture ossee. Durante un esame fluoroscopico l operatore controlla l attivazione del generatore di raggi x per l acquisizione delle immagini in tempo reale. Storicamente i primi apparecchi di fluoroscopia producevano un immagine tenue che veniva generata su uno schermo fluorescente. Per essere apprezzata essa richiedeva il preliminare adattamento al buio dell occhio del radiologo. Gli intensificatori di immagine a partire dagli anni 50 del secolo scorso hanno sostituito lo schermo fluorescente incrementando notevolmente la luminosità dell immagine. I sistemi fluoroscopici dispongono di una catena televisiva abbinata all intensificatore e diversi sistemi di memorizzazione delle immagini prodotte. Questi sistemi fluoroscopici sono disponibili in differenti configurazioni (fisse o mobili) per essere utilizzati in numerose e diverse applicazione cliniche. In tempi più recenti l intensificatore di brillanza dei sistemi fluoroscopici in molti sistemi è stato sostituito dai detettori flat-panel (FPD) che assicurano diversi vantaggi il più importante dei quali consiste nella maggiore sensibilità e quindi nella riduzione della dose radiante somministrata ai pazienti. Alcuni componenti presenti nelle apparecchiature di fluoroscopia (fig. 1.1) sono identici a quelli presenti nei sistemi radiografici altri sono invece caratteristici. Sono inoltre presenti accessori aggiuntivi che consentono di registrare le immagini (camere fotografiche corredate di stampanti su pellicole termiche, convertitori analogico-digitali, ecc.). Fig. 1.1 Componenti presenti nelle apparecchiature di fluoroscopia

3 Generatore RX Dal generatore di RX dipende l intervallo disponibile dei valori della tensione al tubo (kvp) e della corrente (ma). La struttura del generatore è del tutto simile a quella dei generatori impiegati negli apparecchi radiografici con l aggiunta di circuiti dedicati alle operazioni fluoroscopiche: esecuzione della fluoroscopia in modo continuo o in rapidi impulsi e i circuiti ABC (Automatic Brightness Control controllo della luminosità automatico). I tipi di generatori RX che possono essere impiegati per fluoroscopia devono includere la possibilità di operare a fase singola, a trifase, a potenziale costante e ad alta frequenza. Per quei generatori che sono utilizzati in apparecchiature che permettono l acquisizione di immagini radiografiche e radioscopiche i circuiti trifase vengono utilizzati per le applicazioni radiografiche e i monofase per quelle radioscopiche. Per alimentare il tubo RX vengono utilizzati due metodi: il primo per l erogazione di scopia in forma continua, il secondo per quella in forma pulsata. Quando viene utilizzata la scopia continua il generatore fornisce al tubo RX una corrente continua e stabile durante l attivazione dell acquisizione. Le immagini scopiche vengono acquisite ad una frequenza di 30 immagini al secondo (imm/sec) con tempo di acquisizione pari a 33 msec per singola immagine. Nella modalità pulsata l esposizione è somministrata attraverso brevi impulsi della durata variabile da 3 a 10 msec. Di solito è possibile utilizzare una frequenza di 30 impulsi al secondo in quasi tutte le apparecchiature. In quelle più performanti è possibile scegliere frequenze inferiori (15; 10; 7,5; 3; 2; 1 impulsi per secondo). Un vantaggio della modalità pulsata è rappresentato dall aumento della risoluzione temporale: la sfuocatura (blurring) presente nelle singole immagini viene ridotta attraverso l utilizzo di singole esposizioni di durata più breve. La fluoroscopia pulsata (ad alta frequenza di acquisizione ovviamente) è quindi raccomandata nello studio di strutture in rapido movimento (strutture cardiovascolari p.es.) Inoltre la radioscopia pulsata costituisce il miglior metodo per ridurre drasticamente la dose radiante somministrata al paziente soprattutto quando è possibile utilizzare intervalli di frequenza ridotti (fig.1.2). Continuous (ngy/s) 15 Pulses/s (ngy/s) 7.5 Pulses/s (ngy/s) 3 Pulses/s (ngy/s) Fluoro Fluoro Fluoro Fig. 1.2 I criteri che occorre avere presente quando si deve acquisire un apparecchiatura radioscopica devono tenere conto del tempo di esposizione (prodotti dal generatore) e della velocità di acquisizione delle immagini. Per i sistemi dotati di radioscopia pulsata in grado di acquisire e memorizzare le immagini ad alta frequenza temporale occorre poter

4 disporre di generatori in grado di poter consentire una breve durata del singolo impulso. Una buona riproducibilità dell impulso è un fattore critico per i sistemi che prevedono la possibilità di sottrazione delle immagini (Digital Subtraction Angiography DSA) dal momento che anche piccole differenze nella tensione del tubo RX tra l immagine maschera e quelle contrastografiche possono portare ad una sottrazione incompleta. I generatori ad alta frequenza forniscono una riproducibilità dell esposizione migliore unitamente a dimensioni inferiori del generatore stesso. Un altra caratteristica importante del generatore è l ABC (Automatic Brightness Control) che consente di mantenere a livello costante la luminosità delle immagini sul monitor anche quando si sposta l apparecchio lungo zone del corpo del paziente con differenti capacità di assorbimento. La luminosità costante viene ottenuta variando automaticamente i fattori di esposizione mantenendo costante il livello dell esposizione all entrata dell intensificatore di immagini. Tubo a raggi X Nelle apparecchiature in grado di acquisire immagini sia fluoroscopiche che radiografiche delle due macchie focali presenti di norma nel tubo RX viene utilizzata quella più piccola (0,3/0,6 mm) per la radioscopia e quella più grande (1/1,2 mm) per le applicazioni radiografiche (o per ottenere immagini di scopia ad alta definizione) dal momento che si impiega una corrente maggiore. Per applicazioni cliniche di tipo angiografico o per procedure interventistiche assumono importanza ulteriori caratteristiche del tubo RX. La necessità di utilizzare l apparecchiatura con frequenze di acquisizione delle immagini molto elevate (si arriva fino oltre 60/75 imm/sec negli apparecchi per emodinamica cardiologica) occorre che il calore anodico venga dissipato molto rapidamente. Per migliorare la dissipazione del calore possono essere usati anodi con frequenze di rotazioni elevate (oltre rotazioni per secondo) e/o sistemi di raffreddamento attivi ad aria o olio. I tubi RX per queste applicazioni di norma sono anche configurati per emettere impulsi a controllo di griglia per generare esposizioni ad impulsi di brevissima durata (qualche msec). Nei tubi RX a controllo di griglia il catodo può assumere valori di potenziale negativo variabili ed è quindi in grado di fermare o far fluire gli elettroni verso l anodo in maniera pulsata per ottenere impulsi di durata temporale brevissima. Negli apparecchi angiografici dedicati (e in quelli per radiologia interventistica) un campo di vista (FOV) ampio può limitare la capacità di dissipazione catodica del tubo o può determinare l impossibilità di utilizzare una macchia focale piccola. In particolari situazioni quest ultimo è un fattore critico dal momento che è necessario ottenere immagini nitide di strutture sottili (piccoli vasi sanguigni, guide ecc.). Nel caso si intenda impiegare FOV grandi occorre che l angolatura anodica sia grande abbastanza da consentire un adeguata copertura senza diminuire l intensità del fascio X. Collimatore Il collimatore contiene un set multiplo di diaframmi radioopachi che definiscono la forma del fascio X. Due serie di diaframmi di forma diversa sono generalmente presenti all interno del collimatore: a) rotondi, b) rettangolari. I diaframmi rotondi (ad iride) adattano il fascio X al FOV circolare. I diaframmi rettangolari possono essere impostati anche

5 manualmente per ridurre ulteriormente la grandezza del fascio. Il collimatore ad iride limita il campo automaticamente alla grandezza del FOV impostato dall operatore attraverso il settaggio dell ingrandimento e la distanza sorgente-piano di rilevamento. E comunque doveroso per il TSRM ridurre ulteriormente le dimensioni del fascio comprendendo soltanto l area di interesse clinico. La collimazione ricordiamo che riduce il volume del tessuto esposto e limita la percentuale di radiazione diffusa (agisce quindi in maniera doppia sul risparmio di dose a paziente e operatore minimizzando l esposizione alla componente diretta e a quella diffusa della radiazione) aumentando la qualità del contrasto sull immagine. Inoltre la collimazione riduce anche le regioni di trasparenza del campo (raggio non attenuato = luminosità intensa) nelle regioni adiacenti ai margini corporei del paziente. Molte apparecchiature fluoroscopiche utilizzate per applicazioni angiografiche e interventistiche sono anche fornite di filtri di equalizzazione. Questi filtri ( contour o edge filters ) sono composti di lamelle parzialmente radiotrasparenti che costituiscono una filtrazione aggiuntiva alla collimazione del fascio. Anche questi filtri servono allo scopo di ridurre le regioni di trasparenza del FOV presenti nelle regioni adiacenti ai margini della zona anatomica del paziente in studio. In definitiva possiamo considerarli accessori che migliorano il funzionamento dell ABC. Le lamelle sono costituite da foglietti di gomma piombifera o di materiale acrilico contenente piombo. I margini dei filtri possono essere diritti o curvi per adattarsi alle parti anatomiche studiate (fig.1.3). Filtri Fig. 1.3 Collimatori Sono costituiti da materiale di filtrazione aggiuntiva posto all uscita della finestra del tubo a raggi X e hanno il compito di attenuare la componente molle della radiazione. Infatti i raggi X a bassa energia vengono assorbiti dai tessuti del paziente senza essere trasmessi al recettore contribuendo all incremento della dose paziente con trascurabile miglioramento della qualità delle immagini prodotte. La capacità di penetrazione di un fascio X è determinata dalla misura dello strato emivalente (HVL Half Value Layer); l HVL è lo spessore di un materiale di attenuazione in grado di ridurre della metà l intensità del fascio X emesso con un determinato valore di kvp. La legislazione prevede che il valore minimo della filtrazione (HVL) sia per radioscopia che per radiografia sia di 2,5 mm Al a 80 kvp. E

6 comunque auspicabile che la filtrazione sia prevista a 3 mm Al a 80 kvp per ridurre la dose paziente particolarmente nelle indagini fluoroscopiche. L alluminio (Al) costituisce il materiale più comunemente impiegato per la costruzione dei filtri. Anche il rame (Cu) può essere impiegato per la costruzione dei filtri attenuatori della componente a bassa energia della radiazione. L utilizzo del Cu è diventato ormai prevalente negli apparecchi fluoroscopici dediacti alle applicazioni angiografiche e interventistiche. Tavolo porta paziente e materassino Questi componenti non differiscono da quelli comunemente utilizzati nelle apparecchiature radiografiche. Le principali caratteristiche richieste consistono nella bassa attenuazione del fascio X unita alla robustezza necessaria a sorreggere pazienti di peso corporeo elevato. Il materiale ottimale per il tavolo al momento è la fibra di carbonio, per i materassini è ancora preferibile la gommapiuma al gel che causa un attenuazione eccessiva del fascio X. Griglia antidiffusione La funzione delle griglie antidiffusione è quella di incrementare il contrasto delle immagini riducendo la quantità di radiazione diffusa (scattered x-rays) in grado di raggiungere il rilevatore. L utilizzo della griglia richiede però un incremento della esposizione. Il rapporto di griglia (ratio) per fluoroscopia va da 6:1 a 10:1, che è inferiore a quello comunemente impiegato per radiografia (da 8:1 a 16:1). La rimozione della griglia negli apparecchi fluoroscopici è una caratteristica auspicata perché consente di ridurre notevolmente la dose di esposizione al paziente quando la quantità di radiazione diffusa prodotta è bassa e la perdita di contrasto conseguente è trascurabile (piccoli segmenti corporei, pazienti in età pediatrica, ecc.). Inoltre la presenza della griglia non è necessaria se è presente durante l acquisizione delle immagini uno spazio aereo abbastanza ampio (air gap) tra paziente ed recettore necessario, p.es., per consentire un ingrandimento o un migliore accesso al paziente o ai presidi interventistici. Con la rimozione della griglia la dose al paziente può essere ridotta di circa il 50%. Intensificatore d immagini L intensificatore d immagini converte il raggio X incidente in luce visibile (creando una immagine di dimensioni molto ridotte) e, durante il processo, amplifica la luminosità dell immagine di un fattore di circa per consentirne una migliore visibilità all operatore. Le componenti principali di un intensificatore sono: uno schermo di ingresso deputato a convertire i raggi X in elettroni, le lenti elettroniche che focalizzano gli elettroni, un anodo che li accelera e uno schermo di uscita per convertirli in luce visibile (fig.1.4). I componenti sono allocati in un tubo a vuoto d aria.

7 Fig. 1.4 Intensificatore d immagini Lo schermo di entrata è costituito da quattro diverse componenti: la finestra di entrata, il substrato, il fosforo d entrata e il fotocatodo. Il fascio X modulato colpisce la finestra di entrata costituita di da un sottile strato convesso di metallo o vetro quindi passa attraverso il substrato formato da una lamina da 0,5 mm di Al e raggiunge lo strato del fosforo di entrata responsabile della conversione dei raggi X in fotoni luminosi. Il fosforo di entrata è costituito da uno strato di cristalli di ioduro di Cesio (Cs) con struttura ad aghi (per trasmettere i fotoni luce allo strato successivo senza dispersioni al fine di ridurre al minimo gli effetti di sfuocatura - blurring) fortemente adeso allo strato successivo. I fotoni luce emessi dai cristalli del fosforo di entrata vengono assorbiti dal fotocatodo e convertiti in elettroni. Gli elettroni che emergono dal fotocatodo vengono focalizzati e accelerati lungo il tubo a vuoto d aria verso lo schermo di uscita da un sistema di lenti elettroniche. Quest ultimo è costituito da tre elettrodi carichi e da un piatto anodico che producono un potenziale elettrico che intensifica e rimpicciolisce il fascio elettronico portandolo alle dimensioni del diametro dello schermo di uscita. A livello del fosforo di uscita gli elettroni vengono convertiti in fotoni luce visibile. Questi fotoni vengono quindi portati alla catena televisiva attraversando una finestra di uscita in vetro. Il risultato di questo processo è che il livello di luminosità dell immagine in uscita confrontato con il livello dell immagine in entrata risulta notevolmente incrementato. L aumento di luminosità, detto anche guadagno di luminosità può essere quantizzato in un intervallo che va da a volte. Il fattore di conversione è un altra misura del guadagno di luminosità dell intensificatore di immagini. Nei moderni intensificatori di immagini i fattori di conversione sono nell ordine di cd * m -2 /mr * s -1 dove cd * m -2 è l unità di misura della luce (in questo caso in uscita) dall intensificatore (cd = candele) e mr * s -1 è l unità di misura dell esposizione X che raggiunge lo schermo di

8 entrata. Altre caratteristiche che descrivono la performance degli intensificatori di immagine sono: CSR (contrast ratio), risoluzione spaziale e DQE (Detected Quantum Efficiency rapporto tra energia in entrata e energia in uscita). Gli intensificatori sono disponibili in diverse misure (diametro dello schermo di entrata) che vanno da 10 a 40 cm. La scelta del diametro dipende ovviamente dal FOV massimo che si richiede per le applicazioni cliniche a cui l apparecchio sarà dedicato (p.es.: imaging delle estremità, 10 cm; imaging dell addome o dei vasi periferici, 40 cm). La maggior parte degli apparecchi dispone della modalità di selezione dell ingrandimento (magnification) che prevede che solo una parte dell area centrale (a seconda del diametro prescelto impostabile dall operatore tra diversi valori) della finestra di entrata sia focalizzata sull intero schermo di uscita attraverso una variazione del voltaggio del sistema di lenti elettroniche. Ottica di accoppiamento Il sistema di accoppiamento ottico distribuisce la luce dalla finestra di uscita dell amplificatore di immagini alla catena televisiva e ad altri sistemi di memorizzazione o registrazione delle immagini. Il distributore ottico può includere uno specchio (parzialmente argentato) detto specchio deviatore che devia una porzione di luce dalla finestra di uscita dell intensificatore ad un sistema accessorio di registrazione delle immagini e fa passare la luce rimanente alla catena televisiva. E presente anche un diaframma circolare per regolare a livello ottimale la luce che arriva alla catena televisiva. Questo diaframma è responsabile il più delle volte, della rumorosità dell immagine fluoroscopica. Quando l apertura è settata su un campo piccolo la maggior parte della luce in uscita dallo schermo di uscita dell intensificatore viene arrestata e quindi non raggiunge la videocamera: il risultato è che il sistema ABC incrementa l esposizione radiante per mantenere la luce trasmessa alla catena televisiva producendo un immagine fluoroscopia con basso rumore. Viceversa se il diaframma è molto aperto la dose di radiazione necessaria è considerevolmente inferiore ed aumenta la rumorosità dell immagine (fig 1.5). Fig. 1.5 Ottica di accoppiamento

9 Catena televisiva Per visualizzare le immagini su monitor è necessario, come ultimo componente, un circuito di ripresa televisivo. Esso è composto da una videocamera in grado di convertire l immagine in segnale elettrico e un monitoro che riceve il segnale e lo trasforma per consentirne la visualizzazione. Il sistema di ripresa consente di visualizzare le immagini in tempo reale su monitor singolo o multiplo. Gli apparecchi radiologici possono anche essere equipaggiati con un convertitore analogico-digitale che digitalizza il segnale elettrico prodotto dalla videocamera restituendo immagini digitali che possono essere oggetto di postprocessing o di archiviazione informatica. La video camera è costituita da tubo cilindrico a vuoto d aria (di circa 2,5 cm di diametro) con uno schermo di entrata fotoconduttore (target) e un fascio di scansione di elettroni. Le lenti del sistema di accoppiamento ottico focalizza l immagine in uscita dall intensificatore sul target formando così un immagine latente costituita da cariche elettriche disposte sul fotoconduttore. Questa immagine latente viene letta dal fascio di elettroni che scansiona il target lungo una serie di linee orizzontali. Durante il scansionamento elettronico viene prodotto un segnale elettrico che rappresenta l immagine bidimensionale come una serie continua di linee con vari livelli di voltaggio. Anche se i sistemi televisivi descritti sono ancora presenti in diverse apparecchiature fluoroscopiche, da diversi anni alcune aziende hanno introdotto i CCD (Charge-Coupled Device o DAC, dispositivo ad accoppiamento di carica) formati da un circuito integrato formato da una griglia di elementi semiconduttori in grado di accumulare una carica elettrica proporzionale all'intensità della luce che li colpisce. Questi elementi sono accoppiati in modo che ognuno di essi, sollecitato da un impulso elettrico, possa trasferire la propria carica ad un altro elemento adiacente. Inviando al dispositivo una sequenza temporizzata d'impulsi, si ottiene in uscita un segnale elettrico grazie al quale è possibile ricostruire la matrice dei pixel che compongono l'immagine proiettata sulla superficie del CCD stesso. Questa informazione può essere utilizzata direttamente nella sua forma analogica, per riprodurre l'immagine su di un monitor o per registrarla su supporti magnetici, oppure può essere convertita in formato digitale per l'immagazzinamento in file che ne garantiscano il riutilizzo futuro. I sistemi a CCD, se confrontati con i tubi di ripresa hanno diversi vantaggi sono più piccoli, più robusti, richiedono meno energia e hanno un vita media più lunga (fig 1.6). Fig. 1.6 Catena televisiva

10 Monitor Lo schermo a tubo catodico o schermo CRT, è una tipologia di visualizzatore ormai quasi del tutto soppiantata, a partire dall'inizio del secolo, dagli schermi TFT anche sugli apparecchi diagnostici in genere. Per creare le immagini lo schermo a tubo catodico utilizza un tubo a raggi catodici (CRT - "cathode-ray tube") che è un tipo di tubo elettronico (normalmente un tubo a vuoto d aria) nel quale i raggi catodici I (fasci di elettroni) rilasciati da un catodo, solitamente per effetto termoionico. Nel vuoto spinto del tubo catodico gli elettroni viaggiano ad alta velocità verso l'anodo, l'elettrodo positivo da cui sono attratti per effetto della forza di Coulomb, e sono convogliati su di una superficie fotosensibile producendo l immagine visibile. Da ormai più di 10 anni i monitor CRT sono stati sostituiti dai cosiddetti schermi a cristalli liquidi (LCD). I cristalli liquidi sono uno stato della materia che presenta proprietà caratteristiche sia dei liquidi (viscosità) che dei cristalli (struttura microscopica). La loro struttura cristallina, quando allineata, permette di agire sul campo elettromagnetico della luce (polarizzazione), l applicazione di un potenziale elettrico permette di cambiare l allineamento. Ponendo uno strato di cristallo liquido fra due lastre polarizzatrici (che selezionano un solo orientamento preferenziale del campo elettromagnetico della luce), è possibile, regolare attraverso una differenza di potenziale (voltaggio) l orientamento del cristallo. In questo modo si regola l intensità di luce che, proveniente dalla retroilluminazione, esce dallo schermo. Gli schermi LCD utilizzati sugli apparecchi di diagnostica per immagini in generale sono di tipo attivo cioè sono dotati di retroilluminazione ovvero è la sorgente di luce posteriore al pannello che modulando i cristalli liquidi la gestisce e produce l immagine e i contrasti. Negli schermi attivi la retroilluminazione, che può essere a lampada fluorescente (tipo tubi al neon, ma generalmente con altri gas più efficienti) o LED, emette la luce che viene poi gestita dal pannello per formare l immagine. Le caratteristiche più comuni che riassumono le proprietà ottiche per determinare le prestazioni di uno schermo LCD sono: Il tempo di risposta: tempi di risposta caratteristici sono nell ordine dei 5 millisecondi per la transizione nero-bianco e fino a 1 ms per la grigio-grigio. Il contrasto misurato in termini di contrasto nativo, cioè il rapporto di luminosità fra un fotogramma nero e uno bianco (valori tipici di contrasto nativo sono 1000:1).

11 Risoluzione, la risoluzione rappresenta il numero di pixel che lo schermo può rappresentare, generalmente la risoluzione di 1k x 1k è quella più comunemente fornita negli apparecchi fluoroscopici. Refresh Rate è la frequenza di aggiornamento dell immagine, solitamente fra i 60 e i 75 Hz (Hertz, ovvero volte al secondo ), più raramente 120 Hz. Dimensioni (misura in pollici della diagonale), le più tipiche proposte sono 19 o 21 pollici. Vantaggi e Svantaggi dei sistemi IB Sono molte le limitazioni associate alla formazione di immagini fuoroscopiche attraverso gli intensificatori di brillanza, ricordiamo brevemente le più importanti: a) le dimensioni delle parti in esame risultano maggiori del normale (non hanno un rapporto di 1:1) e ciò può portare a difficoltà di posizionamento di barre e dispositivi durante le procedure chirurgiche. b) l'aria interferisce con il transito di elettroni degradando così la qualità dell'immagine (perdita di risoluzione spaziale) c) un effetto di sfuocamento (blurring) può essere causato da variazioni di campi elettromagnetici dovuti ad altri dispositivi come ad esempio gli alimentatori; gli IB vengono spesso schermati al fine di minimizzare le distorsioni ma di rado queste vengono completamente eliminate. d) la geometria dell'ib stesso è causa di distorsioni dell immagine: essendo la superficie dello strato dei fosfori piatta la distanza dalla macchia focale al centro della finestra di uscita è minore rispetto a quella nelle zone periferiche, questa deformazione fa si che il numero di fotoni che impattano al centro dell IB sia maggiore rispetto alla periferia (fenomeno del "vignetting" area più brillante al centro e più scura ai bordi). Il sistema televisivo rappresenta un'altra limitazione dei sistemi fluoroscopici a intensificatore di brillanza:l a risoluzione spaziale, direttamente misurata sul piano sensibile dell'ib, è intrinsecamente buona e si attesta sulle 5 paia di linee per mm o più ma la risoluzione del sistema televisivo è limitata dal numero di linee sul display e dalla propria frequenza. Quando viene utilizzato un ampio FOV (es. 40 cm) la risoluzione spaziale ottenuta attraversi il sistema televisivo è approssimativamente di 0.5/0.8 linee per mm per 525 linee del sistema televisivo. La risoluzione spaziale delle immagini prodotte con gli IB è maggiore quando si utilizzano FOV ridotti ma occorre ricordare che utilizzando FOV piccoli diminuisce il guadagno complessivo e quindi si deve utilizzare una dose maggiore (per ogni valore di FOV consentito dall apparecchiatura il passaggio a quello inferiore può richiedere un innalzamento della dose di un fattore che va da 1,4 a 2). Un altro svantaggio

12 è rappresentato dal range dinamico che negli IB è molto ridotto e porta spesso ad immagini parzialmente saturate in presenza di aree di basso assorbimento quali quelle dei campi polmonari. Il range dinamico limitato unitamente alla componente importante del rumore elettronico porta spesso a non poter apprezzare strutture fini. Per questi motivi ormai la tecnologia di ricezione dei sistemi fluoroscopici si è evoluta nei sistemi FPD che al momento hanno ancora costi molto elevati ma che, come vedremo, hanno diversi vantaggi. Sistemi fluoroscopici FPD (Flat Panel Detector) Nei sistemi fluoroscopici FPD, apparsi sul mercato negli ultimo dieci anni il recettore dell immagini cambia drasticamente. E infatti rappresentato da un FPD (pannello piatto) in grado di produrre, quando esposto ai raggi X, un segnale elettronico digitale diretto che è rappresentativo dell intensità dei raggi X che colpiscono ogni singolo elemento (DEL detector element) della matrice del pannello allo stato solido (fig 17). Fig. 1.7 FPD L intero processo è totalmente digitale e quindi è ridotto il rumore causato da componenti elettronici. Il pannello FPD è costituito da una matrice di DEL la cui dimensione varia da 200 µm a 140 µm di lato nelle applicazioni fluoroscopi che. Le dimensioni dell intera matrice attiva possono variare da 25 x 25 cm a 40 x 40 cm. Un FPD può contenere da 1.5 a 5 milioni di elementi. Attualmente la maggior parte delle matrici FPD consiste in sistemi

13 allo stato solido di tipo indiretto, ovvero l energia dei raggi X viene prima convertita in luce (dagli scintillatori) e trasformata poi in segnale elettronico. Un DEL comprende infatti anche uno strato scintillatore che generalmente è fatto di Ioduro di Cesio (CsI) attivato al Tallio. Lo strato scintillatore attenua il raggio X incidente producendo luce ed è composto da numerosissimi cristalli di tipo aghiforme raggruppati insieme a coprire la superficie del DEL. La forma ad ago di queste strutture ha la funzione di dirigere senza dispersione la luce verso l elemento attivo (fotodiodo formato da TFT Thin Film Transistor). La quantità di luce prodotta dai cristalli scintillatori è direttamente proporzionale al flusso di raggi X incidente sul DEL. Quando la luce colpisce la superficie del fotodiodo (a basso rumore) il transistor posto subito sotto di esso agisce come un interruttore permettendo al diodo di condurre elettricità. In assenza di luce il diodo funziona come un isolante impedendo il passaggio di elettroni (fig.1.8). Fig. 1.8 DEL - Detector Element Quindi ogni DEL è in grado di misurare la quantità di radiazione X incidente sulla sua superficie. All inizio di ogni ciclo un interruttore elettronico è chiuso e la matrice dei TFT è carica (Q 0 ) dal momento che funziona come un condensatore. Nel passaggio successivo l interruttore elettronico viene aperto ma dal momento che non c è nessuna luce incidente

14 sul DEL la carica rimane all interno (condensatore) Solo quando l esposizione ai raggi X dello scintillatore produce un flusso di luce proporzionale alla quantità di radiazione incidente, la luce attiva il fotodiodo e lo rende conduttore. Il grado di conduzione dipende dall intensità della luce che lo colpisce. Quindi più luce viene prodotta maggiore sarà la carica elettrica rilasciata dal conduttore (ε). Successivamente si chiude un altro interruttore elettronico e la carica residua (Q 0 Ɛ) viene trasmessa dal conduttore al sistema di creazione dell immagine (Convertitore Digitale Analogico + Monitor visualizzazione + memoria informatica). La perdita della carica ε da parte del FPD è proporzionale alla quantità di radiazione X incidente sui singoli DEL. Leggendo ogni DEL, riga per riga, del FPD è possibile realizzare un immagine elettronica rappresentativa della distribuzione della radiazione X incidente. Attraverso questo processo è possibile realizzare un immagine senza l utilizzo della catena televisiva. Vantaggi e Svantaggi dei sistemi FPD Gran parte dei processi di degradazione dell immagine associati all impiego di amplificatorio di brillanza con catena televisiva non sono presenti nelle immagini ottenute con sistemi fluoroscopici FPD. Inoltre le immagini ottenute con rilevatori FPD non risentono di alcuna deformazione geometrica dal momento che le unità elementari (DEL) dei pannelli FPD sono disposte in matrici quadrate con geometria accurata. L uniformità dei pannelli è assicurata da tecniche costruttive accurate e appropriate calibrazioni software degli elementi. Un altro vantaggio dei flat panel detector è rappresentato dal loro ridotto ingombro che li rende flessibili e facili da posizionare (soprattutto nelle applicazioni degli archi a C durante gli interventi chirurgici), sono inoltre più affidabili in via generale rispetto agli intensificatori di brillanza. I rilevatori FPD non richiedono una catena televisiva per convertire e distribuire il segnale attraverso tutti i passaggi illustrati in precedenza, inoltre il segnale esce direttamente in formato digitale per cui il rumore elettronico del sistema di acquisizione risulta notevolmente ridotto. Tra gli svantaggi specifici dei sistemi flat panel occorre segnalare che la procedura di costruzione degli stessi è complessa e possono quindi essere presenti alcuni difetti di singoli elementi che vengono pensati attraverso software di interpolazione dedicati ma attraverso l interpolazione si possono generare artefatti. Inoltre gli FPD sono particolarmente sensibili alla temperatura dell ambiente in cui si opera: in presenza di aumenti di temperatura di oltre 24 C le immagini possono, in alcuni casi, subire un degrado a causa della risposta poco uniforme degli elementi. Inoltre i flat panel detector sono più delicati dei recettori classici e bisogna cercare di evitarne gli urti diretti (la sostituzione di un intero FPD è molto dispendiosa in

15 termini economici). Un altra limitazione potenziale di questi recettori è la risoluzione spaziale che è direttamente influenzata dalla grandezza dal pitch dei singoli elementi (il pitch è la distanza che intercorre tra i due punti centrali di due DEL adiacenti). La risoluzione spaziale è calcolata con la formula seguente: 1 / (2 x pitch); attualmente i pannelli migliori raggiungono una risoluzione spaziale del 75/80 % del valore assoluto. In termini di paia di linee per mm gli FPD arrivano ad una risoluzione che va da 2,5 a 3,2 pl/mm. Si potrebbe ipotizzare che per migliorare la risoluzione spaziale basterebbe in definitiva ridurre la dimensione del singolo elemento ma bisogna considerare che parte del DEL deve comunque essere riservata ai singoli circuiti di trasmissione elettrica quindi soltanto una frazione della superficie del pixel viene utilizzata per rilevare il segnale-immagine. Allo stato attuale la frazione di radiazione incidente disponibile per la formazione dell immagine è definita Fattore di Riempimento: Fattore di riempimento = area sensibile DEL/[(pitch) x (pitch)] Se si riducesse la dimensione del pixel a valori molto piccoli prevarrebbe la porzione della superficie destinata ai circuiti di trasmissione e il fattore di riempimento calerebbe in maniera drastica. Normalmente i DEL hanno un efficienza del 60 % / 80 % circa. Un altro fattore da considerare è che i pannelli più grandi generano una gran massa di dati. Per esempio un piatto 40 x 40 cm produce un immagine composta da 4 milioni di pixel (dimensione informatica 8 MB) con un flusso di trasferimento di 240 MB al secondo richiedendo quindi un sistema elettronico molto performante. Per ridurre la quantità di dati trasmessa i costruttori raggruppano di fatto quattro pixel insieme (binning) se si impiegano FOV ampi riducendo il flusso di dati al 25% con lo svantaggio di ridurre la risoluzione spaziale (l area del pixel diventa quattro volte più grande ed il vantaggio di diminuire la rumorosità. Quando si utilizzano FOV più piccoli la mole di dati da trasmettere è inferiore per cui il binning non viene impiegato. A differenza dell intensificatore di brillanza con il FPD la risoluzione non varia (il pixel ha sempre la stessa dimensione) se si varia il FOV (fig.1.9).

16 Fig. 1.9 Inoltre con i flat panel teoricamente anche la dose radiante rimane la stessa anche impiegando FOV piccoli; nella realtà i costruttori prevedono sempre un lieve aumento di dose quando si selezionano FOV piccoli (circa 1/FOV) per ridurre il rumore che, con l immagine ingrandita, è sempre più visibile. A differenza degli amplificatori di brillanza inoltre in questi sistemi lo spessore dello strato dei cristalli di CsI può essere aumentato senza impoverire la risoluzione spaziale del sistema per cui con i FPD si riduce di quasi il 50% la dose radiante impiegata e in aggiunta il range dinamico è lineare e molto più ampio. In comune con gli amplificatori brillanza anche i sistemi FPD hanno il problema del ghosting ovvero la persistenza delle immagini dinamiche acquisite (persistenza di luce negli scintillatori) che impoverisce le immagini in sequenza causando doppi bordi delle strutture. Per ovviare a questi artefatti viene utilizzata una sorgente lampeggiante di luce interna al sistema che ha la funzione di azzerare la risposta dello scintillatore. Un altra sorgente (sempre in entrambi sistemi) di artefatti fantasma sono i software di interpolazione che lavorano specialmente in modalità pulsata: per rendere la visione continua all osservatore si integra l immagine con i dati di quella precedente con lo scopo di ottenere anche immagini meno rumorose. Alcuni software permettono all operatore di controllare e scegliere la modalità di interpolazione più opportuna in base alla struttura in studio. Molti altri software sono disponibili nei moderni apparecchi per migliorare la qualità delle immagini (incremento dei bordi, equalizzatori di densità ecc.). Numerosi sono anche i

17 dispositivi introdotti per abbassare, controllare e misurare la dose radiante somministrata al paziente. Oltre alla modalità di acquisizione pulsata e alla filtrazione già illustrate sono generalmente presenti dispositivi chiamati ADRC (Automatic Dose Rate Control) che attraverso camere di ionizzazione controllano automaticamente il livello dei parametri espositivi adattandoli all assorbimento delle strutture in esame mantenendo una buona qualità. E possibile selezionare diversi ADRC costruiti in base alle specifiche strutture anatomiche. I moderni apparecchi fluoroscopici sono anche dotati di sistemi di posizionamento e diaframmatura automatici o scelti dall operatore su immagini memorizzate in precedenza che contribuiscono alla riduzione della dose di esposizione dal momento che, se usati correttamente, abbassano il tempo complessivo di erogazione delle radiazioni. Dal 2000 tutti gli apparecchi fluoroscopici devono, secondo le normative, essere corredati da dispositivi di visualizzazione e memorizzazione della dose radiante erogata al paziente. I DAP (Dose Area Product) misurano il prodotto cumulativo della dose per le dimensioni dell area esposta in un punto dello spazio che corrisponde alla cute del paziente. Gli operatori possono controllare direttamente in ogni momento della procedura la dose complessivamente impartita e evitare di sottoporre il paziente ad esposizioni eccessive. L innovazione in assoluto più moderna negli apparecchi fuoroscopici (portatili e fissi) è rappresentata dalla rotazione 3D (Rotational 3D Imaging) in cui il sistema ad arco ruota velocemente per 180 o più intorno alla zona del paziente da esplorare continuando ad acquisire immagini in maniera continua. I risultati sono due: a) il medico può vedere rappresentata in maniera cinematografica la sequenza di immagini e seguire da diverse angolazioni l organo o il mezzo di contrasto che transita nel letto vascolare; b) è possibile utilizzare i dati acquisiti (cone beam CT) per ricostruire in MPR la zona anatomica n maniera simil-tc. In quest ultimo caso la qualità attesa non può essere quella tipica delle immagini generate da un tomografo computerizzato per molti fattori, il più importante dei quali è l assenza di dispositivi di collimazione per attenuare le radiazioni diffuse. Bibliografia essenziale Survey of modern fluoroscopy imaging: flat panel detectors versus image intensifiers and more. EL Nicholoff Radiographics, 2011, 31: