tsrm for everyone - Facoltà di Medicina e Chirurgia

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TSRM FOR EVERYONE
Rivista Tecnico-Scientifica del Tecnico di Radiologia Medica
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IMPEGNO E DEDIZIONE
P O R TA N O A L L A
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RADIOPROTEZIONE
Il tsrm nellʼintervento di
osteosintesi femorale con
chiodo endomidollare
RISONANZA MAGNETICA
Stato dellʼarte della RM della
Mammella e prospettive future
TC
TSRM FOREVERYONE HA BISOGNO DEL TUO
AIUTO :-) E’ INIZIATA LA RACCOLTA FONDI PER
FINANZIARE LE NOSTRE INIZIATIVE ..........
Ottimizzazione di un
protocollo TC ai fini della
riduzione di dose nello studio
dei seni paranasali
RADIOPROTEZIONE
Analisi di un campione di
pazienti di sesso femminile di
una sezione di
radiodiagnostica
MEDICAL IMAGING
LAW & RADIOLOGY
Riconoscimento di pensione
privilegiata a vedova di tecnico di
radiologia deceduto per la
malattia insorta per la causa di
servizio
Bacheca Corsi
ECM
PRODOTTA
DALLʼASS. DI
VOLONTARIATO
C.R.
Sistemi di Backup nella
gestione informatizzata delle
informazioni radiologiche
RISONANZA MAGNETICA
Nuove tecniche di
spettroscopia H1 su fegato
mediante rielaborazione delle
sequenze NMR: Nostre
esperienze
PSICOLOGIA
Rubrica Smartphone
Elementi di comunicazione
efficace
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TSRM FOR EVERYONE
PERIODICO QUADRIMESTRALE
TECNICO-SCIENTIFICO
Direttore Responsabile:
Ciliberto Antonio
Vice Direttore: Vaiti Vincenzo
Segretaria: Chiriaco Carmelina
Segretaria: Mauro Gioconda
Come i nostri numerosi lettori già sanno, oltre ad articoli
scientifici di notevole spessore, abbiamo anche inserito delle
rubriche aggiuntive con lʼobiettivo di rendere la lettura più
piacevole. Il nostro obiettivo per il prossimo futuro è quello di
ampliare ulteriormente gli orizzonti della rassegna, per questo
chiediamo, se possibile un contributo ai vari collegi Italiani per
cercare di ripagare gli investimenti fatti e se possibile, riuscire ad
offrire anche un piccolo incentivo economico a tutti i colleghi
che si sono fino oggi impegnati per buona riuscita del progetto.
Rimane ben inteso che “NON CHIEDIAMO” nessun importo,
semplicemente una donazione spontanea, visto che finora
abbiamo potuto contare solo sul nostro impegno personale e
s u l l a n o s t r a b u o n a v o l o n t à p e r r i u s c i r e a d o ff r i r e
GRATUITAMENTE a tutti un prodotto, crediamo, di qualità.
Comitato Scientifico
• Dalle Monache Daniele
• Graziano Michelina
• Lopez Antonio
• Paolicchi Fabio
• Parisi Carmelo
• Rigott Irene
• Santoro Vincenzo
• Santucci Stefano
• Sciacca Francesco
• Vaiti Vincenzo
• Vitulo Felice
Lo Staff.
Il progetto per la realizzazione di questa rivista nasce dalla
volontà di promuovere la Professione del Tecnico Sanitario di
Radiologia Medica. TSRM for everyone spazia nei diversi campi
di interesse del TSRM. Le nuove tecnologie trovano immediata
applicazione, in ambito sanitario, proprio nei settori nei quali
opera il TSRM e da ciò consegue una continua evoluzione di
strumenti e metodiche: TSRM for everyone intende proporsi
come luogo di incontro, confronto e aggiornamento.
Perché TSRM “for everyone”, “per tutti” ?
-#
Direzione, Redazione,
Amministrazione
Via loc. Cantone cap 88020 Jacurso.
Progetto Grafico ed Impaginazione
TSRM Vaiti Vincenzo
Autorizzazione
N°1/2011 Reg.Stampa
del Tribunale di Lamezia Terme
Iscrizione al ROC N°21176
-#
Perché questa iniziativa editoriale prevede il
coinvolgimento non solo dei TSRM ma anche di
ogni altro Professionista dell'Area Sanitaria che
voglia collaborare ed apportare il proprio
contributo;
Perché TSRM for everyone vuole essere, oltre
che pubblicazione tecnico-scientifica, anche
“riflettore” per illuminare con la giusta luce il
TSRM, la sua Formazione, le sue Conoscenze e
le sue Competenze, al fine di migliorare i
rapporti con gli altri Professionisti Sanitari, con
tutti gli Stakeholders e con gli Utenti.
Speriamo che l'iniziativa sia apprezzata e che sempre maggiore
sia il numero di coloro che intendano aderire ad essa attraverso
la produzione e l'invio, alla Redazione di TSRM for everyone, di
lavori tecnico-scientifici.
La Redazione di TSRM for everyone.
2
TSRM FOR EVERYONE
PERIODICO QUADRIMESTRALE
TECNICO-SCIENTIFICO
INDICE
Il tsrm nell’intervento di osteosintesi femorale con chiodo endomidollare
Pag 4
Stato dell’arte della RM della Mammella e prospettive future
Pag 9
Ottimizzazione di un protocollo TC ai fini della riduzione di dose nello studio dei seni
paranasali
Pag 23
Analisi di un campione di pazienti di sesso femminile di una sezione di radiodiagnostica
Pag 31
Sistemi di Backup nella gestione informatizzata delle informazioni radiologiche
Pag 35
Nuove tecniche di spettroscopia H1 su fegato mediante rielaborazione delle sequenze NMR:
pag 38
Nostre esperienze
Introduzione al linguaggio tc
Pag 43
Elementi di comunicazione eﬃcace
Pag 56
Riconoscimento di pensione privilegiata a vedova di tecnico di radiologia deceduto per la
Pag 58
malattia insorta per la causa di servizio
Rubrica dedicata alle applicazioni per smartphone
Pag 63
Malattie Rare, l’informazione passa per Osservatorio Malattie Rare
E’ l’unico quotidiano on line, ad accesso libero e gratuito, interamente dedicato all’argomento
pag 66
IL TSRM nel terzo millennio: la tecnologia al servizio del paziente
Pag 67
English Radiology
Pag 69
Bacheca Corsi ECM
Pag 75
Potete
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rivista
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TSRM FOR EVERYONE
Rivista Tecnico-Scientifica del Tecnico di Radiologia Medica
INTRODUZIONE AL LINGUAGGIO TC
Dott.ssa Barbara Damen(1), Dott.ssa Claudia Coccia(1), Dott. Damiano Ciriaci(1),Dott Luigi La Riccia(2), Dott
Giovanni Mazzoni(3)
(1) Tecnico Sanitario di Radiologia Medica (2) Guida di Tirocinio Pratico del Corso di Laurea
(3) Coordinatore di Tirocinio Pratico del Corso di Laurea
Corso di Laurea in Tecniche di Radiologia Medica, per Immagini e Radioterapia Facoltà di Medicina e Chirurgia
Università Politecnica delle Marche - Ancona
INTRODUZIONE
La Tomografia Computerizzata (TC) rappresenta una
delle principali innovazioni mediche degli ultimi
quarantʼanni. Dalla sua introduzione, avvenuta nel
1972, la metodica si è trasformata in uno strumento
indispensabile per la definizione diagnostica di una
molteplicità di situazioni cliniche.
lʼacquisizione di ampi volumi anatomici (con
conseguente riduzione degli artefatti da movimento e
da volume parziale), ma anche lʼimpiego della TCMD
in numerose altre procedure diagnostiche (studi
multifasici, cardio-TC, colon-TC, angio-TC, ecc) fino a
pochi anni fa inimmaginabili.
Il suo grande vantaggio è stato sicuramente quello di
superare le limitazioni della radiologia convenzionale.
In TC le informazioni, ottenute misurando
lʼattenuazione del fascio X nelle diverse proiezioni
derivanti dalla rotazione del sistema tubo-detettori
intorno al paziente, sono opportunamente integrate,
mediante un calcolatore, per ricostruire lʼimmagine
finale dellʼanatomia in esame secondo sezioni assiali.
In ogni sezione, ciascun elemento dʼimmagine (pixel)
presenta unʼintensità di segnale direttamente
correlata alle proprietà di attenuazione locale dei
raggi X, che condiziona la differente visibilità delle
strutture anatomiche mai occultate da altre strutture,
non presentando la metodica TC quei problemi di
sovrapposizione tipici dellʼimmagine radiografica
bidimensionale. Lʼevoluzione della TC convenzionale
(sequenziale) a TC spirale ha rappresentato un
importante balzo avanti che ha rivoluzionato la
modalità di generazione delle immagini
dallʼacquisizione diretta di una serie di strati
indipendenti alla ricostruzione di una successione di
immagini da un volume continuo di dati.
Di seguito verranno analizzati alcuni dei molteplici
parametri che condizionano la qualità delle immagini
TC ottenute, in funzione di una successiva postelaborazione ed un loro utilizzo ottimale nelle varie
situazioni cliniche, argomento questʼultimo che verrà
trattato dettagliatamente in un successivo contributo.
Il successivo passaggio dalla TC spirale a singolo
strato alla TC spirale multistrato o multidetettore
(TCMD) può essere visto come unʼestensione dei
concetti teorici alla base della tecnologia spirale; sia
lʼevoluzione tecnologica dei sistemi di detezione,
capaci di acquisire una quantità sempre maggiore di
informazioni, che i risultati conseguiti in termini di
risoluzione temporale con la progressiva riduzione
dei tempi di rotazione del tubo, hanno avuto
importanti ripercussioni sulle applicazioni cliniche, sui
protocolli di acquisizione delle immagini e sulla
realizzazione di nuovi iniettori e nuove tecniche per la
somministrazione del mezzo di contrasto nei vari
ambiti diagnostici.
Lʼevoluzione tecnologica della metodica ha altresì
reso possibile non solo una maggiore rapidità di
esecuzione dell'esame che ha consentito
Conoscenza delle caratteristiche dello scanner TC,
velocità di rotazione del tubo, collimazione del
fascio RX, configurazione delle file dei detettori,
spessore nominale di strato, intervallo di
ricostruzione, pitch, algoritmi di ricostruzione, mA/kV/
noise index, volume-concentrazione e protocolli di
infusione dellʼMDC, bolus tracking rappresentano
solo alcuni del molteplici fattori da tenere in
considerazione per ottenere un ottimale risultato
dʼesame con la TCMD.
SCANNER TC
La perfetta conoscenza delle caratteristiche tecniche
dello scanner TC impiegato è, in assoluto, il primo
parametro da tenere sempre in considerazione; essa
ha un ruolo fondamentale nella scelta dei parametri
da impostare per una pertinente ed ottimale
acquisizione dei dati in relazione al tipo di esame da
eseguire, perfettamente calibrata sulle caratteristiche
e performance disponibili.
VELOCITÀ DI ROTAZIONE DEL TUBO
Rappresenta il tempo necessario per una rotazione
completa del sistema tubo radiogeno-detettori intorno
al paziente. Selezionando un tempo di rotazione più
breve, la copertura lungo lʼasse Z di una determinata
scansione può essere aumentata a vantaggio di una
maggiore risoluzione temporale (fig. 1, 2), potenzialità
questʼultima importante negli esami vascolari (angioTC), negli studi multifasici (es. fegato), nelle
procedure su pazienti politraumatizzati e negli studi di
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pazienti poco collaboranti, riuscendo ad ottenere
scansioni di più fasi contrastografiche su volumi
corporei anche estesi con una minore incidenza degli
artefatti da movimento. La selezione di un tempo di
rotazione più lungo, viceversa, è auspicabile in tutte
quelle circostanze dove è richiesta unʼelevata
risoluzione di dettaglio e risoluzione di contrasto (es.
esami scheletrici) o in tutti gli esami ove non è
necessaria una considerevole velocità di
acquisizione.
permette una perfetta visualizzazione di tutto l’albero
arterioso anche su ampi volumi anatomici.
COLLIMAZIONE
DEL
FA S C I O
RX
CONFIGURAZIONE DELLE FILE DEI DETETTORI
E
Il concetto di collimazione è relativamente semplice
se si fa riferimento ad una apparecchiatura TCSS
(single slice), cioè con una sola fila di detettori.
In questo caso, essa coincide con le dimensioni del
fascio RX che irradia il paziente ed è quindi
equivalente allo spessore di sezione.
Diversamente, nel caso delle apparecchiature TCMD
è necessario distinguere la collimazione del fascio da
quella di sezione, in quanto questi termini assumono
significati diversi in relazione al fatto che la tecnologia
TCMD si caratterizza per l'acquisizione simultanea di
più strati dellʼanatomia esaminata nel corso di una
singola rotazione (su 360°) del tubo radiogeno (fig. 3,
4, 5).
Fig.1 Angio–TC eseguita con TCMD dual GE. Il lungo
tempo di scansione non permette un’ottimale
visualizzazione dell’albero arterioso.
Fig.3 Geometria di collimazione scanner TCSS e geometria
scanner TCMD
Fig.2 Angio–TC eseguita con TCMD 64 strati GE.
La possibilità di impiegare un tempo di rotazione di 0,4”,
unitamente ad una collimazione del fascio più ampia,
Fig.4 Esempio di una TC del Torace con TCSS Philips
Tomoscan, dove con uno spessore di strato di 5 mm,
rotazione del tubo 1” e pitch 1.5:1, la durata
dell’acquisizione totale risulta essere pari a 44”.
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Fig.5 Esempio di una TC del Torace con TCMD GE VCT
64 strati, dove con uno spessore di strato di 3.75 mm,
rotazione del tubo 0,5” e pitch 1.375:1, la durata
dell’acquisizione totale risulta essere pari a 3.7”, oltre 40”
in meno rispetto alla TCSS come da esempio riportato in
fig.4.
La collimazione del fascio rappresenta il volume
coperto lungo l'asse Z per ogni rotazione, dovuto dal
movimento di apertura o chiusura dei collimatori. La
collimazione varia in base al distretto anatomico da
studiare e specificatamente all'eventuale necessità di
studiare piccoli dettagli. In particolare, l'impiego di
collimazioni sottili permette una migliore definizione
dell'immagine, dovuta ad una riduzione dell'effetto di
volume parziale nei voxel esaminati, mentre una
collimazione più ampia consente l'acquisizione di un
maggior volume in tempi ridotti (si pensi ai pazienti
con ridotta capacità di apnea respiratoria o agli esami
angiografici in cui è necessario acquisire rapidamente
un determinato distretto corporeo). La collimazione di
fascio varia in base allʼarchitettura dello specifico
scanner TC, in particolar modo in base allʼarchitettura
delle multiple corone di detettori tra loro affiancate
lungo lʼasse Z e dal modo in cui vengono combinate
(configurazione detettori). Questo concetto è basilare
per la comprensione dei principi di acquisizione dei
dati negli apparecchi TCMD e può essere chiarito
tenendo presente la conformazione fisica dei detettori
in tali scanner TC. (fig. 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13).
Fig.7.Esempio di configurazione 8x2.5mm dei detettori di
uno scanner TC LigthSpeed Ultra 8 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 20 mm.
Fig.8 Esempio di configurazione 16x1.5mm dei detettori di
uno scanner TC Brilliance 16 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 24 mm
Fig.9 Esempio di configurazione 64x0.625mm dei detettori
di uno scanner TC GE 64
strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 40 mm. Con questo tipo di
matrice e configurazione dei detettori sarà sempre possibile
retroricostruire il volume anatomico acquisito ad uno
spessore minimo di
0.625 mm.
Fig.6 Esempio di configurazione 8x1.25mm dei detettori di
uno scanner TC LigthSpeed Ultra 8 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 10 mm.
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Fig.10 Esempio di configurazione 4x1 mm dei detettori di
uno scanner TC Philips Quad 4 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 4 mm.
Fig.11 Esempio di configurazione 4x2.5 mm dei detettori
di uno scanner TC Philips Quad 4 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 10 mm.
Fig.13 Esempio di configurazione 16x1.25mm dei detettori
di uno scanner TC GE 16
strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 20 mm.
Gli esempi sopra richiamati fanno riferimento a matrici
di detettori di tipo fixed array (matrice fissa), mixed
array (matrice variabile) e adaptive array (matrice
ibrida). Nel fixed array (rivelatori a matrice fissa) sono
accoppiati elementi della stessa dimensione per tutta
l'estensione del banco dei detettori; l'adaptive array
(rivelatori a matrice ibrida) presenta invece banchi
formati da detettori di spessore variabile, le cui
dimensioni aumentano allontanandosi dal centro.
Infine, i mixed array (rivelatori a matrice variabile)
sono costituiti da elementi centrali con uguali
dimensioni, ma ridotte rispetto agli elementi laterali.
La tendenza generale delle varie case costruttrici
sarà sempre più quella di impiegare detettori fixed
a r r a y ( m a t r i c e fi s s a ) e c o n u n n u m e r o
progressivamente maggiore, consentendo così una
copertura dello stesso volume anatomico in tempi
progressivamente più brevi. In questo modo, man
mano che aumenta il numero dei canali a
disposizione, il numero delle possibili combinazioni
delle file dei detettori (come dagli esempi sopra
rappresentati) tende a ridursi, con un conseguente
semplificazione dei protocolli operativi (fig. 9).
LA COLLIMAZIONE DI SEZIONE
Fig.12 Esempio di configurazione 16x0.625mm dei
detettori di uno scanner TC GE 16 strati con conseguente
collimazione del fascio Rx di 10 mm.
Lo spessore di strato determina la risoluzione
spaziale delle immagini prodotte lungo lʼasse Z,
ovvero secondo la direzione dello spostamento del
tavolo. Più sottile è lo spessore dello strato e più i dati
ottenuti dalla scansione si riferiscono a voxel
isotropici (uguale dimensione nei tre piani x, y, z), con
un effetto diretto e immediato sulla qualità
dellʼimmagine assiale e, di conseguenza, anche sul
risultato del successivo post-processing. Tuttavia, i
maggiori svantaggi nella scelta di uno spessore di
strato sottile sono rappresentati dallʼincremento del
rumore di fondo nelle immagini assiali, dal maggior
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Rivista Tecnico-Scientifica del Tecnico di Radiologia Medica
numero di slices generate e, ultimo ma non meno
importante, dallʼaumento complessivo della dose
radiante erogata al paziente. Quest'ultima può essere
significativamente ridotta grazie allʼimpiego, ormai
indispensabile, di sistemi di controllo automatico
dell'esposizione, adeguando il milliamperaggio in
funzione del grado di attenuazione della radiazione
nelle diverse proiezioni angolari, in relazione allo
spessore della regione anatomica in studio.
Il concetto di collimazione di sezione è più complesso
rispetto a quello della collimazione del fascio in
quanto determina lo spessore minimo di sezione che
si può ottenere dalla ricostruzione dei dati grezzi.
Infatti, le maggiori informazioni possono essere
ottenute solo se ogni singolo detettore è accoppiato
ad un singolo canale d'uscita (definito DAS: Digital
Acquisition System), in quanto lʼaccoppiamento di più
detettori ad un singolo canale DAS determina la
combinazione del segnale con un processo
irreversibile che non consente la ricostruzione di
sezioni più sottili dello spessore impostato. Al
contrario, è sempre possibile il processo inverso,
consistente nella ricostruzione di strati più spessi
sommando i dati di più detettori singolarmente
acquisiti.
Figura 14: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
che consente di acquisire sezioni assiali di 1.25 mm
ciascuna, permettendo di retroricostruire dati dello stesso
spessore di acquisizione.
La collimazione di sezione dipende, quindi, da come
vengono accoppiati i detettori.
Più dettagliatamente, per configurazione di detettori si
intende il numero e la loro dimensione minima
determinata durante la procedura di acquisizione.
Prendiamo in considerazione, per esempio, una
apparecchiatura TC a 4 strati, in grado di acquisire 4
strati per singola rotazione del tubo, in quanto
provvista di 4 canali DAS. Se lʼampiezza dei detettori
lungo lʼasse z è pari a 1.25 mm, la configurazione del
sistema è pari a 4x1.25 mm. In altri termini, per ogni
singola rotazione del complesso tubo-detettori
vengono illuminati 4 detettori tra loro adiacenti lungo
lʼasse Z (ciascuno aventi uno spessore di 1.25 mm)
da parte di un fascio di radiazione collimato avente
ampiezza nominale di 4x1.25 mm = 5 mm (fig. 14,
18).
Figura 15: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
dove sono acquisite 4 immagini con uno spessore di
sezione pari a 2.5 mm, senza avere la possibilità di
retroricostruire i dati grezzi ad uno spessore inferiore, in
quanto l’accoppiamento dei detettori (a due a due) ad un
unico canale di uscita (DAS) genera detettori della
dimensione minima di 2.5 mm.
Volendo acquisire strati più spessi (considerando la
disponibilità di 4 canali DAS), il sistema consente di
raddoppiare la collimazione del fascio, unendo a due
a due le uscite dei detettori disponibili (che non
saranno più 4 ma 8) ai 4 canali DAS di cui il sistema
è costituito.
La configurazione del sistema risulta essere, in
questo caso, pari a 4x2.5 mm, con una collimazione
di fascio pari a 4x2.5 mm = 10 mm (fig. 15, 19).
Eʼ facilmente intuibile come, in questo caso, non sia
possibile retroricostruire immagini con uno spessore
inferiore a 2.5 mm, poiché tale è lo spessore di strato
accoppiato, in maniera irreversibile, ad ogni singolo
canale di uscita.
Figura 16: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
dove sono acquisite 4 immagini con uno spessore di
sezione pari a 3.75 mm, senza avere la possibilità di
retroricostruire i dati grezzi ad uno spessore inferiore, in
quanto l’accoppiamento dei detettori (a tre a tre) ad un
unico canale di uscita (DAS) genera detettori della
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dimensione minima di 3.75 mm.
Figura 17: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
dove sono acquisite 4 immagini con uno spessore di
sezione pari a 5 mm, senza avere la possibilità di
retroricostruire i dati grezzi ad uno spessore inferiore, in
quanto l’accoppiamento dei detettori (a quattro a quattro)
ad un unico canale di uscita (DAS) genera detettori della
dimensione minima di 5 mm.
Figura 19: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
che consente di acquisire sezioni assiali di 2.5 mm
ciascuna; questa condizione permetterà di ricostruire 4
immagini assiali di 2.5 mm o 2 immagini assiali di 5 mm o
una immagine assiale di 10 mm.
Nella pratica quotidiana si può essere tentati di
eseguire esami adoperando la collimazione più sottile
possibile, data la conseguente opportunità di
effettuare sempre retroricostruzioni a spessori minimi
e, quindi, di elevata qualità; ma, purtroppo, tale
modello operativo determina un aumento
considerevole della dose al paziente a seguito del
maggior numero di fotoni impiegati.
Figura 20.1: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
che consente di acquisire sezioni assiali di 3.75 mm
ciascuna; questa condizione permetterà di ricostruire 4
immagini assiali di 3.75 mm o 2 immagini assiali di 7 mm.
Figura 18: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
che consente di acquisire sezioni assiali di 1.25 mm
ciascuna; questa condizione permetterà di ricostruire 4
immagini assiali di 1.25 mm o 2 immagini assiali di 2.5
mm o una immagine assiale di 5 mm.
Figura 20.2: Esempio di collimazione in TCMD a 4 canali
che consente di acquisire sezioni assiali di 5 mm ciascuna;
questa condizione permetterà di ricostruire 4 immagini
assiali di 5 mm o 2 immagini assiali di 10 mm.
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TSRM FOR EVERYONE
Rivista Tecnico-Scientifica del Tecnico di Radiologia Medica
Per questo motivo, la collimazione di sezione è un
parametro fondamentale da valutare, sia nella
progettazione dei diversi protocolli d'esame che nelle
varie fasi di ogni singolo esame TC, con la necessità
di bilanciare i dati ottenuti con il quantitativo di dose
rilasciato.
L’INTERVALLO DI RICOSTRUZIONE
collimazione del fascio Rx, creando non poca
confusione tra gli operatori.
Tuttavia, lʼesigenza di una uniformità di espressione,
ha indotto recentemente la IEC (International
Electrotechnical Commission) a definire il pitch come
“il rapporto tra la velocità di scorrimento del lettino
porta-paziente durante una rotazione del complesso
tubo-detettori diviso la collimazione del fascio Rx:
Lʼintervallo di ricostruzione (o indice di ricostruzione o
spacing) rappresenta la distanza che intercorre tra il
centro di un'immagine ricostruita e la successiva.
Esso è un parametro indipendente dalla collimazione
del fascio RX e dallo spessore di strato nominale ed il
suo valore condiziona il grado di sovrapposizione,
lungo lʼasse Z, di due immagini assiali adiacenti.
Infatti, la differenza tra lʼintervallo di ricostruzione e lo
spessore di strato può risultare:
üminore di zero (lʼintervallo di ricostruzione è
inferiore allo spessore di strato): le immagini
ricostruite sono parzialmente sovrapposte
(fenomeno dellʼoverlap),
üuguale a zero (lʼintervallo di ricostruzione è uguale
allo spessore di strato): le immagini sono contigue,
ümaggiore di zero (lʼintervallo di ricostruzione è
superiore allo spessore di strato): le immagini
sono distanziate lʼuna dallʼaltra di un valore
esattamente corrispondente alla differenza tra
intervallo di ricostruzione e spessore di strato.
Risulta evidente come spesso si ricorra ad un
intervallo di ricostruzione con overlapping fino al 50%
per migliorare la qualità delle elaborazioni 2D e 3D.
Dʼaltra parte, una ricostruzione non embricata rende
inefficace un importante vantaggio della TC
volumetrica, poiché piccole lesioni situate in zone
periferiche, al confine tra due sezioni, possono
sfuggire a causa dellʼeffetto da volume parziale.
PITCH
Il pitch è un parametro proprio della tecnologia
spirale. Mentre nella TCSS la sua determinazione è
sempre stata di univoca interpretazione, in quanto in
TCSS, come ampiamente già descritto, lo spessore di
strato corrisponde alla collimazione di detettore, nella
TCMD tale concetto è più complesso perché
influenzato dalla configurazione delle file dei detettori
che a loro volta condizionano la collimazione del
fascio Rx. Con lʼavvento della TCMD sono stati
inizialmente definiti due formulazioni di Pitch, il
“detector pitch” (pitch del detettore) che fa riferimento
allo spessore di fetta acquisito ed il “beam
pitch” (pitch del fascio) che si riferisce alla
Le indagini eseguite con un pitch minore di 1
forniscono un pattern di scansioni embricate che
aumenta da un lato il numero di campionature a
vantaggio dellʼimmagine finale, ma dallʼaltro, a parità
degli altri fattori, aumenta anche la dose al paziente,
visto che risulta inversamente proporzionale al suo
valore; infatti maggiore è il valore del pitch minore è
la radiazione erogata, e viceversa.
Dʼaltra parte, allʼaumentare del pitch si riducono
proporzionalmente il tempo totale di acquisizione e la
dose radiante somministrata al paziente, con un
miglioramento della risoluzione temporale a fronte,
tuttavia, di un allargamento del profilo di sensibilità di
strato ed una contestuale diminuzione del rapporto
segnale/rumore.
Tuttavia, nelle moderne apparecchiature TCMD, è
possibile acquisire ampi volumi anatomici in tempi
sostanzialmente brevi impiegando anche pitch
inferiori a 1; ciò è realizzato aumentando la velocità di
rotazione del sistema tubo-detettori e conservando, in
tal modo, una buona risoluzione spaziale
longitudinale e una densità di campionamento dei dati
sufficientemente alta.
ALGORITIMI DI RICOSTRUZIONE
Le immagini TC sono ottenute dalla misurazione
dellʼattenuazione del fascio radiante utilizzando
algoritmi matematici dedicati, conosciuti come filtri di
ricostruzione. Questi algoritmi presentano diverse
caratteristiche a seconda che sia privilegiata la
risoluzione spaziale o di contrasto.
Questi due aspetti inerenti la qualità delle immagini
sono, in generale, inversamente correlati tra loro: se
si vuole esaltare la risoluzione di contrasto si ha una
perdita di quella spaziale, e viceversa.
Unʼelevata risoluzione di contrasto è importante per il
riconoscimento di lesioni allʼinterno di organi
parenchimali quali ad esempio il fegato o il pancreas,
mentre unʼelevata risoluzione spaziale è necessaria
per minime alterazioni morfologiche nel parenchima
polmonare o nellʼosso.
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TSRM FOR EVERYONE
Rivista Tecnico-Scientifica del Tecnico di Radiologia Medica
Il filtri di ricostruzione ad alta risoluzione (HR, Sharp)
aumentano la risoluzione spaziale, ma aumentano
anche in maniera sproporzionata la rumorosità
dellʼimmagine. Dʼaltra parte, i filtri cosiddetti “morbidi
o lisci” tipo (soft) determinano una concomitante
riduzione della rumorosità e della risoluzione
spaziale. I filtri standard rappresentano un buon
compromesso tra le due situazioni sopra descritte, in
quanto consentono di ottenere una buona risoluzione
spaziale e una rumorosità di fondo ragionevolmente
bassa nella maggior parte degli studi. In ultimo,
bisogna precisare che i nomi attribuiti ai vari algoritmi
di ricostruzione variano a seconda delle case
costruttrici, anche se le funzioni sopra descritte
rimangono sostanzialmente simili in tutti i casi.
proiezioni angolari
ü modulazione temporale della dose (TDM),
che riduce la corrente al tubo nelle Cardio TC
durante quelle fasi del ciclo cardiaco che non
sono necessarie alla ricostruzione delle
immagini angiografiche (fig.23).
Il noise index è un altro parametro molto importante
che consente al TSRM di erogare la dose
effettivamente necessaria in base al tipo di paziente,
al segmento in esame (es.: torace vs addome), alla
necessità di garantire una sufficiente qualità
dellʼimmagine.
Tale parametro è basato sullʼindice di rumore.
mA / noise index / kVp
La corrente del tubo radiogeno, misurata in
milliampere (mA), regola la quantità di fotoni X che
attraversa lʼanatomia del paziente in studio, nellʼunità
di tempo.
Nella pratica, si imposta un valore numerico che
indica il livello di rumore, e quindi di granulosità
dellʼimmagine desiderato e lo scanner TC adegua, in
modo continuo, i valori dei mA alla quantità di rumore
impostata: è ovvio che il sistema è attivo insieme a
quello che modula i mA sui vari assi (fig. 21, 22).
La scelta della corrente al tubo deve essere
determinata sulla base delle caratteristiche della
strumentazione TCMD, del paziente (dimensioni,
peso, spessore e grado di assorbimento dei tessuti in
esame) e del tipo di esame da eseguire.
Ad esempio, esaminare strutture contenenti alto
contrasto intrinseco (polmone, osso), permette un
utilizzo ridotto di mAs senza alterare la qualità
dellʼimmagine.
Tuttavia, non avendo mai la presunzione di riuscire, in
ogni occasione, ad individuare lʼesatta dose da
erogare per garantire una corretta qualità
dellʼimmagine e quindi dellʼesame, diventa
fondamentale il ricorso ai controlli automatici
dellʼesposizione.
Figura 21: Schema dei valori di noise index applicati per i
vari distretti anatomici con relativi spessori di strato
impiegati.
I tomografi più moderni sono dotati di dispositivi che
erogano automaticamente la corretta dose in
funzione dei parametri sopra elencati; più in
particolare, questi sistemi offrono diverse funzionalità
che possono essere utilizzate da sole o in
combinazione tra loro:
ü controllo automatico dellʼesposizione (AEC),
che tiene conto dellʼattenuazione media della
regione corporea in esame, ottenuta
dallʼesecuzione di due Scout ( AP o PA e LL)
ü modulazione lungo lʼasse Z della dose (LDM),
che adatta i mAs settandoli localmente,
scansione per scansione e rotazione per
rotazione
ü modulazione angolare della dose (ADM), che
Figura 22: Schermata di controllo mA di una TCMD 64
strati GE dove è possibile applicare tutti i parametri di
controllo automatico dell’esposizione.
adatta la corrente al tubo in funzione
dellʼattenuazione ottenuta in diverse
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determina un aumento della dose di un fattore 1,4
mentre una riduzione di tale parametro a 80 kVp
riduce la dose di un fattore pari a 2,2.
In generale, il valore del kVp impostato è di:
ü 80-90 kVp, per la densitometria ossea,
lʼimaging di perfusione cerebrale, gli esami
angiografici, gli studi parenchimali con MDC
in pazienti magri,
ü 80-100 kVp, nellʼimaging pediatrico,
Figura 23: Schermata di controllo mA di una TCMD 64
strati GE dove è possibile applicare tutti i parametri di
controllo automatico dell’esposizione che riduce la
corrente al tubo nelle Cardio-TC durante le quelle fasi del
ciclo cardiaco che non sono utilizzate per la ricostruzione
delle immagini angiografiche.
I vantaggi di un utilizzo dei sistemi di modulazione
della dose sono notevoli:
ü ridotta quantità della dose/esame (30/40%);
viene utilizzata solo la dose necessaria alla
produzione dell'immagine,
ü ridotto riscaldamento del tubo; il risparmio di
dose implica anche una minore usura del
tubo radiogeno
ü si sottolinea, infine, la considerazione che un
incremento della dose radiante, al di sopra di
un certo livello, non migliora ulteriormente la
qualità dellʼimmagine, ma deposita
semplicemente più radiazioni nel corpo del
paziente.
Altro parametro fondamentale da prendere in
considerazione per una corretta acquisizione è la
tensione del tubo (kVp), che rappresenta la differenza
di potenziale applicata tra anodo e catodo nel tubo
radiogeno.
Tale differenza di potenziale consente di accelerare,
proporzionalmente, gli elettroni prodotti dal filamento
catodico verso lʼanodo dalla cui interazione verrà
generato il fascio radiante X.
Solitamente la scelta corretta del valore dei kVp da
impiegare si basa sulle dimensioni del paziente e
sulla tipologia dellʼesame da eseguire, tenendo
presente che aumentando la tensione al tubo,
risultano maggiori lʼenergia del fascio, il suo potere di
penetrazione ed il numero di fotoni che arrivano al
rivelatore.
Eʼ importante ricordare come la scelta dei kV utilizzati
incide significativamente sulla dose finale erogata al
paziente; un aumento del kVp
da 120 a 140
ü 120 kVp, nellʼimaging di routine dellʼencefalo,
del torace, dellʼaddome e dellʼarea pelvica,
ü 140 kVp, nellʼimaging di tutte le aree spesse,
nei pazienti brachitipi ed in tutti quei casi in
cui si è costretti ad eseguire lʼesame con gli
arti superiori posizionati lungo il corpo.
Recentemente, il dibattito relativo alla problematica di
un contenimento della dose erogata dalle nuove
apparecchiature TCMD, ha indotto alcuni Autori a
proporre lʼutilizzo di dosi di MDC iodati ad elevata
concentrazione unitamente a bassi valori di kVp, al
fi n e d i s f r u t t a r e a l m e g l i o i l f e n o m e n o
dellʼassorbimento specifico dello Iodio con una
concomitante significativa riduzione della dose
erogata.
Infatti, il picco di massimo assorbimento per effetto
fotoelettrico nello Iodio è pari a 33.2 keV. Si tenga
presente che un fascio radiante di 80 kVp ha
unʼenergia media di 43.7 keV, quindi molto prossima
al picco di assorbimento dello Iodio, diversamente a
quanto si verifica per un fascio X di 120 kVp la cui
energia media è pari a 56.8 keV.
Ne deriva che lʼimpiego di una tensione al tubo di 80
kVp rende molto probabile lʼassorbimento dei fotoni X
da parte dello Iodio, con conseguente notevole
incremento del contrasto delle strutture da questo
opacizzate (soprattutto nellʼangio-TC) rispetto alle
strutture circostanti e contestuale riduzione della dose
erogata.
Eʼ necessario evidenziare che lʼincremento del
rumore, legato al basso kilovoltaggio impiegato, è
contenuto e che lo stesso, pertanto, non disturba
significativamente lʼimmagine finale.
Lʼunico ostacolo reale allʼadozione del basso
kilovoltaggio, specie negli esami di angio-TC, resta
lʼeventuale elevata corporatura del paziente,
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situazione questa che richiede, necessariamente, un
incremento della tensione applicata al tubo
radiogeno.
Figura 24: Angio-TC aorta addominale eseguita con TC 64
strati GE:
100 kV
mA modulati
80 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
40 mL di soluzione fisiologica
4,5 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
Figura 25: Angio-TC arterie polmonari eseguita con TC 64
strati GE:
100 kV
mA modulati
60 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
30 mL di soluzione fisiologica
3,5 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
Figura 26: Angio-TC arterie polmonari eseguita con TC 16
strati Philips Brilliance:
90 kV
mA modulati
70 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
3,3 mL/s di flusso
iniettore mono testata
Figura 27: Angio-TC vasi epiaortici eseguita con TC 64
strati GE:
100 kV
mA modulati
60 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
40 mL di soluzione fisiologica
4,5 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
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Figura 28: Angio-TC vasi epiaortici eseguita con TC 64
strati GE: dettaglio poligono di willis
100 kV
mA modulati
60 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
40 mL di soluzione fisiologica
4,5 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
Figura 29: Angio-TC aorta toracica eseguita con TC 64
strati GE:
80 kV
mA modulati
70 mL di MDC iodato alla concentrazione di 370
40 mL di soluzione fisiologica
4 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
Figura 30: Angio-TC aorta addominale + arti inferiori
eseguita con TC 64 strati GE: dettaglio ramificazioni
arteriose del piede
80 kV
mA modulati
80 mL di MDC iodato alla concentrazione di 400
40 mL di soluzione fisiologica
4,5 mL/s di flusso
iniettore doppia testata
Figura 31: info dose Angio-TC aorta addominale e arti
inferiori con Bolus Tracking + addome in bianco eseguita
con TC 64 strati GE
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SOMMINISTRAZIONE DEL MEZZO DI CONTRASTO
Lʼavvento della TC multistrato con la sua notevole
velocità di acquisizione di ampi volumi anatomici,
insieme alla diffusione di nuovi iniettori a doppia
testata e alla realizzazione e diffusione di MDC iodati
ad alta concentrazione, hanno reso cruciale la
conoscenza delle differenti modalità di
somministrazione del MDC in base sia al distretto
anatomico esaminato, sia alla patologia da studiare,
sia, come ampiamente descritto, allo scanner TC
utilizzato. Attualmente la somministrazione di MDC
può avvalersi di diverse tecniche di infusione, a
seconda anche del tipo di iniettore impiegato di cui si
riportano alcuni esempi:
assiali ripetute a ritardi prestabiliti, atti a valutare il
raggiungimento della soglia HU pre-impostata. Al
raggiungimento del valore soglia impostato (es.
120/150 HU) inizia la scansione contrastografica.
ü Bolo di MDC singolo (monofasica)
ü Bolo di MDC ad alto flusso di iniezione + Bolo
di MDC a basso flusso di iniezione (bifasica)
ü Bolo di MDC + bolus di soluzione fisiologica
(bifasica)
Figura 32: esempio di utilizzo del bolus tracking
(denominato smartPrep dalla casa costruttrice GE)
ü Bolo di MDC + bolo misto di MDC/fisiologica
+ bolus di soluzione fisiologica (trifasica),
particolarmente utile nello studio delle
camere cardiache di destra, permettendone
unʼadeguata opacizzazione senza generare
artefatti da iper-concentrazione di MDC.
Molti sono i parametri che influenzano lʼiniezione del
MDC: alcuni sono modificabili dal Radiologo, come il
flusso, il volume, la posizione del monitoraggio (Bolus
Tracking) e il tempo di ritardo dopo lʼiniezione della
scansione; altri sono intrinseci al MDC utilizzato,
come la sua viscosità e la concentrazione, senza
dimenticare altri fattori intrinseci al paziente come il
peso, gittata cardiaca, accesso venoso,
collaborazione, ecc. In considerazione delle molteplici
variabili da valutare legate alle apparecchiature
utilizzate, in aggiunta a quelle, come
precedentemente descritto, legate al paziente, è
ormai di parere comune il ricorso allʼimpiego del bolus
tracking per il monitoraggio e rilevamento del flusso
dellʼMDC iniettato.
BOLUS TRACKING
Il bolus tracking consiste nellʼutilizzo di software
dedicati (con nomi commerciali diversi in base allo
scanner utilizzato; Bolus Tracking, SmartPrep,
CAREbolus, SureStart ecc) al monitoraggio in tempo
reale dellʼopacizzazione vascolare.
Previa selezione di un livello anatomico di interesse e
posizionamento di una ROI (region of interest) in un
vaso di riferimento, lo scanner acquisisce scansioni
CONCLUSIONI
Il principale vantaggio della tecnologia TCMD, rispetto
alla TC spirale monostrato, è stato sicuramente la
possibilità di acquisire, a parità di spessore di strato,
volumi corporei più ampi in tempi uguali o addirittura
di molto inferiori (come avviene negli ultimi scanner
TC da 64 strati in poi).
La maggiore rapidità di acquisizione è legata, come
ampiamente descritto, ad una molteplicità di fattori
che vanno dallʼampia collimazione del fascio,
allʼaumentato incremento delle corone di detettori,
alla disponibilità di un cospicuo numero di canali di
rilevazione del segnale, alla possibilità di scegliere
tempi di rotazione del complesso tubo-detettori molto
bassi (fino a 0,33” per le applicazioni cardio-TC), alla
selezione di correnti anodiche elevate (con un
conseguente miglioramento del rapporto segnale/
rumore nelle immagini a strato sottile) resa possibile
da un minor surriscaldamento del tubo radiogeno
legato alla sua più elevata capacità termica.
La notevole riduzione dei tempi di scansione ha avuto
un impatto positivo anche al di fuori dellʼambito
prettamente vascolare, tramite la predisposizione di
protocolli di scansione multifasici, che hanno
consentito di caratterizzare lesioni tissutali,
permettendo di valutarne lʼenhancement
contrastografico.
La velocità di acquisizione ha consentito una più
agevole gestione dei pazienti non collaboranti, come
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TSRM FOR EVERYONE
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quelli politraumatizzati, nei quali la possibilità di
acquisire fasi contrastografiche su volumi corporei
estesi pone le condizioni per una migliore definizione
diagnostica ed un successivo planning terapeutico.
Eʼ sicuramente lʼangio-TC la metodica che più ne ha
conseguito giovamento dallʼimpiego della TCMD,
grazie sia alla sua elevata risoluzione spaziale
longitudinale su volumi anche estesi (addome ed arti
inferiori), sia ai brevi tempi di acquisizione che
caratterizzano la metodica. Lʼelevata velocità di
acquisizione consente oltremodo di ridurre la dose di
MDC somministrata, permettendo di ottimizzare il
bolo contrastografico in modo da opacizzare
selettivamente lʼalbero arterioso o venoso nel
momento in cui la distribuzione del mezzo di
contrasto al suo interno è massima.
I vantaggi sopra richiamati, fanno dellʼangio-TC la
metodica elettiva nello studio del distretto vascolare,
riservando allʼAngiografia Digitale il ruolo di metodica
di approfondimento diagnostico
e trattamento
interventistico.
Altro vantaggio della metodica TCMD è la possibilità
di ricostruire retrospettivamente una serie di
immagini con spessore di strato e/o intervallo di
ricostruzione, FOV di visualizzazione, isocentro,
algoritmo di ricostruzione, intervallo di scansione
differenti rispetto al dataset nativo, intervenendo in
tal modo ad una riduzione della dose radiante
erogata, evitanto la ripetizione di scansioni
aggiuntive.
Infine, la disponibilità di dataset con voxel isotropico
combinata con le più moderne ed avanzate workstation di elaborazione, ha consentito di generare ed
analizzare immagini rappresentate su piani diversi da
quello assiale tradizionale, facilitando il
riconoscimento
di strutture ed alterazioni cui
corrisponde una migliore accuratezza diagnostica
della metodica.
Il ricorso sempre più routinario alle moderne tecniche
di post-processing, oggetto di un successivo
contributo scientifico, se da un lato ha determinato
un potenziamento del ruolo della metodica TC
nellʼiter diagnostico di numerose situazioni cliniche,
dallʼaltro ha reso indispensabile ed indifferibile
lʼacquisizione di specifiche competenze ed abilità da
parte del TSRM in tale settore.
Tali competenze potranno essere compiutamente e
diffusamente espresse dal TSRM solamente se le
tecniche di elaborazione bi- e tri-dimensionale hanno
una puntuale, specifica ed approfondita definizione e
applicazione nei percorsi formativi dei Corsi di
Laurea in Tecniche di Radiologia Medica, per
Immagini e Radioterapia.
Per quanto motivo il nostro Corso di Laurea negli
ultimi anni si è sempre più caratterizzato in questo
ambito formativo, cercando di fornire agli studenti,
attraverso lʼacquisizione di abilità pratiche nel postprocessing, uno strumento di crescita culturale e
caratterizzazione professionale, sicuri del ruolo
sempre più insostituibile che il TSRM oggi riveste
non solo nella TC ma nella complessa ed articolata
Diagnostica per Immagini.
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