Capitolo 2 : PRINCIPI DI DOSIMETRIA E RADIOPROTEZIONE
2.6 Dosimetria fisica in TC
La dose efficace descrive il rischio prodotto dalla radiazione ionizzante ed è la più indicata per mettere a confronto le varie tecniche radiologiche in termini di rischi associati. La stima della dose effettiva richiede la conoscenza della sensibilità degli organi alla radiazione, ottenuta tramite programmi matematici che si basano sul metodo Monte Carlo che usano un fantoccio ermafrodita per simulare le interazioni con i raggi X e le informazioni che caratterizzano il fascio come fornito dai costruttori9.
La dose efficace (E) è ottenuta in pratica mediante la seguente formula9:
E = DLP x K [38]
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é il Prodotto Lunghezza-Dose, ossia l’integrale della dose media per ogni slice mediato sull’intera lunghezza della scansione, molti scanner TC possono memorizzare questo valore sulle immagini metadati9. Il DLP è ottenuto integrando lungo il segmento di paziente sottoposto a esame TC, la
grandezza CTDI che altro non è che un indice di dose (e serve per mettere a confronto l’output radiativo di diversi scanner), è misurato usando una camera di ionizzazione9. Il profilo di dose di un singolo scan si estende oltre i limiti della collimazione del fascio nominale per via dello scattering Compton, Le regioni del profilo di dose localizzate fuori dal fascio di collimazione nominale sono chiamate “code” e sono una parte significativa della dose al paziente, sebbene non partecipino alla formazione dell’immagine9.
Il CTDI può essere misurato con camera a ionizzazione in uno specifico fantoccio, e si esprime matematicamente come segue9:
CTDI =
1𝑛𝑇
∫ 𝐷(𝑧)𝑑𝑧
𝑧2𝑧1
[39]
D(z) rappresenta il profilo di dose lungo l’asse z, n è il numero di strati acquisiti e T è lo spessore nominale del fascio. Nel 1984 la US FDA (Food and Drug Administration) ha proposto la seguente definizione di CTDI, che si rifà a 14 volte il valore nominale dello strato sotto esame (±7T):
CTDI
FDA=
1
𝑛𝑇
∫
𝐷(𝑧)𝑑𝑧
+7𝑇−7𝑇
[40]
L’FDA specifica anche l’uso di due fantocci cilindrici in PMMA (polimetil metacrilato) entrambi di 14 cm di lunghezza, di cui uno con un diametro di 16 cm per lo studio della dose relativa al cranio e l’altro con una lunghezza di 32 cm per l’esame del torace e dell’addome.Il CTDI è stato
standardizzato anche a 100 mm di spessore di fascio avendo così9:
CTDI
100=
1
𝑛𝑇
∫
𝐷(𝑧)𝑑𝑧
+50𝑚𝑚−50𝑚𝑚
[41]
La dose assorbita dall’area esaminata può avere molti differenti valori di dose così il CTDI porta valori differenti lungo il campo di vista9. Per tener conto di questo fatto è stato inserito un CTDI pesato definito come la somma di 1/3 di CTDI100 (valore misurato al centro del fantoccio) e 2/3
CTDI100 (misurato alla periferia del fantoccio )
CTDI
W=
1
3
𝐶𝑇𝐷𝐼
100,centro+
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𝐶𝑇𝐷𝐼
100,periferia[42]
Il CTDIw è uno dei principali descrittori di dose in TC usato da autorità della salute nei documenti
di criteri di qualità europei e di riferimenti di dose in TC ed è usato come riferimento standard per la verifica dei livelli di dose dalle leggi nazionali9.
Il CTDIW e il CTDI100 possono essere normalizzati dividendo entrambi per il prodotto “ tempo di
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GyA-1s-1 e sono marcati con una n davanti, tali valori di CTDI non tengono conto di quando la scannerizzazione è spirale, ma solo di quella sequenziale. Il valore di CTDIW può essere migliorato
dando vita al CTDIVol. 9
CTDI
Vol.= CTDI
W𝑁𝑇 𝑙
=
CTDIW
𝑝𝑎𝑠𝑠𝑜
[43]
N è il numero di slice acquisite contemporaneamente, T è lo spessore nominale della slice, “l” è la distanza dal lettino del paziente (distanza prodotta dalla rotazione a elica o tra scannerizzazioni consecutive assiali)9. Questi valori possono essere normalizzati, in questo modo:
n
CTDI
vol=
𝐶𝑇𝐷𝐼𝑣𝑜𝑙
𝑃𝐼𝑡
[44]
PIt è il prodotto corrente per tempo di esposizione. Il DLP può essere calcolato come: DLP =
CTDIvol l dove ” l” è la lunghezza lungo l’asse z del paziente.
Esistono delle limitazioni nel misurare il CTDI e quindi il DLP. Il CTDI è stimato attraverso l’uso di un fantoccio cilindrico standardizzato e materiale omogeneo simulando così la forma, la dimensione e l’attenuazione del corpo umano. Esso inoltre è espresso come dose in aria. Infine l’integrazione dell’area con z=100 mm potrebbe non essere sufficiente a spiegare le dosi supplementari ottenute con i collimatori più grandi di 10 cm utilizzati nei recenti scanner a geometria cone-beam9. Le caratteristiche anatomiche di un paziente individuale rappresentano un importante variabile nelle relazioni di dose comunemente adoperate negli esami TC. Per esempio, per i pazienti più alti occorre uno scanning più lungo, quindi viene prodotto un maggiore DLP. A volte capita che le dimensioni del torace possono richiedere un aumento del voltaggio e della corrente nonché dell’energia del fascio per ottenere immagini di miglior qualità9. Un’altra
grandezza dosimetrica utile, che tiene conto della sovrapposizione dei profili di dose assiali in scan multipli, è la dose media al centro della serie di strati (MSAD)10. Essa è misurata al centro di una serie di scansioni sequenziali con un dato incremento del lettino, di solito uguale all’ampiezza nominale irradiata specificata dal costruttore10. Dopo un numero di scansioni consecutive la dose media al centro della serie raggiunge il valore massimo10. Questo perché la dose nella regione centrale della scansione subisce anche il contributo delle “code” delle scansioni confinanti.
La definizione è data dalla seguente equazione :
MSAD =
1𝐶𝐼
∫
𝐷(𝑧)𝑑𝑧
+𝐶𝐼/2−𝐶𝐼/2
[45]
Dove CI è l’incremento del lettino, D(z) è il profilo della dose risultante dell’intera serie di scansioni e l’origine dell’asse z al centro della serie10.
Essendo la MSAD definita per scansioni assiali, può essere utilizzata anche nel caso di scansioni in modalità spirale e CI diventa il movimento del lettino per ogni rotazione del tubo. E’ anche da tenere a mente che tale indice dosimetrico risulta ormai superato e le valutazioni di dose vengono riportate per lo più in termini di CTDI10. Essa si può anche calcolare come:
MSAD = CTDI
𝑆𝑊30
Dove CTDI è l’indice di dose della TC che è la dose scoperta dello scan, mentre “SW” è lo spessore della slice in mm, e “BI” è lo spazio tra una scannerizzazione e l’altra generata dallo spostamento del letto del paziente9. La dose del CTDI è caratterizzata da un profilo a campana ed il
suo valore è dato dall’integrazione dell’area sotto il suo profilo. Ormai con le tecniche aspirali il MSAD risulta obsoleto. Per misure nel fantoccio usiamo il kerma in aria, calibrato con camera di ionizzazione. Esiste una quantità di conversione chiamata prodotto “ lunghezza – kerma “ (KLP)9
KLP = ∫ 𝐾a(z)dz [47]
Come per il DLP anche il CTDIw svolge un ruolo fondamentale per determinare come ottenere una
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