UNIVERSITÀ DI PISA
SCUOLA DI INGEGNERIA
DIPARTIMENTO DI INGEGNERIA DELL'INFORMAZIONE
Corso di Laurea in Ingegneria Biomedica
Analisi dei flussi di lavoro e protocolli applicativi nella gestione della
dose per immagini diagnostiche
Tesi di Laurea Magistrale
RELATORI CANDIDATA
Ing. Andrea Ginghiali Martina Carrubba
Dott. Giuseppe Capodieci
ABSTRACT
Il presente lavoro di tesi è stato svolto principalmente presso l’U.O. di Radiologia dell’ospedale Umberto I di Siracusa (coinvolgendo anche gli ospedali di Lentini ed Avola) in collaborazione con la ditta General Electric.
Lo studio si è concentrato sul monitoraggio e confronto di dose assorbita dal paziente dopo essere stato sottoposto ad esame TC.
Il lavoro è stato suddiviso in tre fasi: in prima battuta è stato di fondamentale importanza seguire un corso di formazione presso la sede di Milano GE Healthcare, per imparare ad utilizzare il software “Dose Watch”, installato nelle Tac su cui abbiamo lavorato.
In seconda battuta, con l’aiuto dei fisici sanitari, dopo uno studio approfondito, sono state scelte le zone anatomiche da trattare, in base all’omogeneità della parte ed al numero di esami a disposizione; inoltre sono stati definiti i protocolli su cui lavorare. Dopo di ciò, tramite l’utilizzo di appositi fantocci e strumenti, sono stati validati i dati acquisiti dai tre tomografi presenti nell’Asp di Siracusa, analizzando nello specifico il CTDI (Computed
Tomography Dose Index) ed il DLP (Dose Length Product).
Infine, la parte più consistente è stata quella del monitoraggio della dose tramite il software sopra citato; ciò ha comportato un lavoro di selezione dei dati acquisiti per rendere il campione di pazienti, con i relativi valori annessi, il più omogeneo possibile, in modo da poter fare gli adeguati confronti.
E’ stata fatta la comparazione dei diversi protocolli in uso sulla stessa macchina e sono stati anche messi a confronto i protocolli delle tre macchine presenti nelle tre strutture.
Infine, nel software sono stati impostati degli “Alert” automatici che compaiono a video qualora i risultati trovati superano i valori LDR (Livelli Diagnostici di Riferimento) nazionali.
I risultati mostrano che il parametro che influisce di più sulla variazione del CTDI è la corrente di tubo.
INTRODUZIONE ... 1
CAPITOLO 1 - LA DOSE IN TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA ... 4
1.1 PRINCIPIO DI FUNZIONAMENTO DELLA TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA ... 4
1.2EVOLUZIONE DEGLI SCANNER CT ... 7
1.2.1 Prima generazione ... 7
1.2.2 Seconda generazione ... 8
1.2.3 Terza generazione ... 8
... 9
1.2.4 Quarta generazione ... 10
1.2.5 TC spirale o elicoidale o multistrato ... 10
1.3DESCRITTORI DI DOSE IN TC ... 12
1.3.1 CTDI ... 13
1.3.2 DLP ... 15
1.3.3 LDR ... 16
1.4CALCOLO DELLA DOSE IN TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA: LA DOSE EFFICACE ... 17
1.5INFLUENZA DEI PARAMETRI DI ACQUISIZIONE IN TC SUGLI INDICI DOSIMETRICI ... 18
1.5.1 Modalità di scansione ... 18
1.5.2 Spostamento del tavolo/ Incremento ... 18
1.5.3 Configurazione del Detettore ... 18
1.5.4 Pitch ... 19
1.5.5 Tempo di Esposizione per Rotazione ... 20
1.5.6 Intensità della Corrente ... 20
1.5.7 Tensione ... 20
1.5.8 Modulazione e Riduzione della Dose ... 20
2.1PRESENTAZIONE DEL SOFTWARE ... 24
2.2CARATTERISTICHE ... 25
2.3USO PREVISTO ... 25
2.4PROFILO DELL’UTENTE ... 26
2.5POPOLAZIONE DI PAZIENTI ... 26
2.6ELEMENTI DI BASE DELL’INTERFACCIA UTENTE ... 26
2.6.1 Monitoraggio ... 31 2.6.1.1 Panoramica studio ... 33 2.6.1.2 Dettagli studio ... 34 2.6.1.3 Vista SSDE ... 36 2.6.1.4 Analisi qualità ... 37 2.6.1.5 Commenti ... 38 2.6.1.6 Informazioni cliniche ... 38 2.7ANALISI ... 39 2.7.1 Analisi CT ... 40
2.7.1.1 DLP per studio / DLP per protocollo ... 40
2.7.1.2 CTDIvol e DLP per acquisizione ... 41
2.7.1.3 DLP cumulativo più alto per Paziente ... 42
2.7.1.4 Studi con livello di Dose alto ... 43
2.7.1.5 Confronto dei set di dati ... 43
2.8REPORT ... 44
2.9AMMINISTRAZIONE ... 45
2.9.1 Avvisi ... 46
2.9.2 Valori virtuali target ... 47
2.9.3 Mappatura Lexicon CT ... 48
3.1VALIDAZIONE DEGLI INDICI DI DOSE FORNITI DAL DOSEWATCH ... 50
3.2MODELLI TC UTILIZZATI ... 50
3.2.1 LightSpeed VCT ... 50
3.2.2 LightSpeed Pro32 ... 52
3.2.3 Optima CT660 ... 52
3.3STRUMENTAZIONE DOSIMETRICA PER TAC (DISPOSITIVI DI MISURA) ... 53
3.3.1 Fantoccio ... 54
3.3.2 Camera a ionizzazione ... 54
3.4ACQUISIZIONE DELLE MISURE SPERIMENTALI ... 57
3.4.1 Encefalo ... 58
3.4.2 Torace ... 63
3.5ELABORAZIONE DEI DATI FORNITI DAL DOSEWATCH ... 67
3.5.1 Azienda ospedaliera Umberto I ... 69
3.5.1.1 Encefalo ... 69
3.5.1.2 Torace ... 75
3.5.2 Ospedale di Lentini ... 80
3.5.2.1 Encefalo ... 80
3.5.2.2 Torace ... 83
3.5.3 Ospedale G. di Maria, Avola ... 88
3.5.3.1 Encefalo ... 88
3.5.3.2 Torace ... 91
CAPITOLO 4 - RISULTATI E CONCLUSIONI ... 94
4.1RISULTATI ... 95
4.1.1 Confronto protocolli encefalo a Siracusa ... 95
4.1.2 Confronto protocolli encefalo Siracusa – Lentini – Avola ... 98
4.1.3 Confronto protocolli Torace a Siracusa ... 103
4.1.4 Confronto protocolli Torace a Lentini ... 105
4.1.5 Confronto protocolli torace Siracusa – Lentini – Avola ... 108
4.2CONCLUSIONI ... 113
BIBLIOGRAFIA ... 114
APPENDICE ... 117
APPENDICE I:RISULTATI TEST MANN-WHITNEY PER CTDI, ENCEFALO ASSIALE ED ELICOIDALE SIRACUSA. ... 117
APPENDICE II:RISULTATI TEST MANN-WHITNEY PER DPL, ENCEFALO ASSIALE ED ELICOIDALE SIRACUSA. ... 118
APPENDICE III:RISULTATI TEST KRUSKAL-WALLIS PER CTDI ENCEFALO ELICOIDALE SIRACUSA,LENTINI,AVOLA. ... 119
APPENDICE IV:CONFRONTI PAIRWISE CTDI ENCEFALO. ... 120
APPENDICE V:RISULTATI TEST KRUSKAL-WALLIS DLP ENCEFALO SIRACUSA,LENTINI,AVOLA. ... 121
APPENDICE VI:CONFRONTI PAIRWISE DLPENCEFALO. ... 122
APPENDICE VII: RISULTATI TEST MANN-WHITNEY CDTI TORACE SIRACUSA. ... 123
APPENDICE VIII:RISULTATI TEST MANN-WHITNEY DLP TORACE SIRACUSA. ... 124
APPENDICE IX:RISULTATI TEST MANN-WHITNEY CTDI TORACE LENTINI. ... 125
APPENDICE X:RISULTATI TEST MANN-WHITNEY DLP TORACE LENTINI. ... 126
APPENDICE XI:RISULTATI TEST KRUSKAL-WALLIS PER CDTI TORACE BASALE. ... 127
APPENDICE XII:CONFRONTI PAIRWISE CTDI TORACE BASALE. ... 128
APPENDICE XIII:RISULTATI TEST KRUSKAL-WALLIS DLP TORACE BASALE SIRACUSA,LENTINI,AVOLA. ... 129
APPENDICE XIV:CONFRONTI PAIRWISE DLP TORACE BASALE. ... 130
INDICE
FIGURE
FIG.1.1:I RAGGI X FUORIESCONO DAL TUBO, OLTREPASSANO IL PAZIENTE E COLPISCONO L’ARRAY DI DETETTORI [1]. ... 4FIG.1.2:GANTRY DI UNA TC, PRESSO L’OSPEDALE UMBERTO I DI SIRACUSA. ... 5
FIG.1.3:RAPPRESENTAZIONE SCHEMATICA DI UN SISTEMA DI ACQUISIZIONE TC[2]. ... 5
FIG.1.4:IMMAGINE DELLA FETTA DI TESSUTO DIVISA IN ELEMENTI VOLUMETRICI, I VOXELS [3]. ... 6
FIG.1.5:ACQUISIZIONE SCANNER DI PRIMA GENERAZIONE - FASCIO PARALLELO E MOVIMENTO DI TRASLAZIONE E ROTAZIONE SIA DEL GENERATORE DI RAGGI X CHE DEL DETETTORE [2]. ... 7
FIG.1.6:ACQUISIZIONE SCANNER DI SECONDA GENERAZIONE – FASCIO A VENTAGLIO STRETTO E MOVIMENTO DI TRASLAZIONE E ROTAZIONE [2]. ... 8
FIG.1.7:ACQUISIZIONE SCANNER DI TERZA GENERAZIONE – FASCIO A VENTAGLIO AMPIO E MOVIMENTO DI ROTAZIONE/ROTAZIONE [2]. ... 9
FIG.1.8:ARTEFATTO AD ANELLO ... 9
FIG.1.9:ACQUISIZIONE NEGLI SCANNER DI QUARTA GENERAZIONE – FASCIO A VENTAGLIO E MOVIMENTO DI ROTAZIONE/STAZIONARIO [2]. . 10
FIG.1.10:RAPPRESENTAZIONE SCHEMATICA DELL’ACQUISIZIONE AD ELICA [2]. ... 11
FIG.1.12:TC SPIRALE – IL TAVOLO DEL PAZIENTE SI SPOSTA ATTRAVERSO L’ANELLO MENTRE LA ROTAZIONE E LA RACCOLTA DATI CONTINUANO
[7]. ... 12
FIG.1.13:MISURA DEL CTDI[27] ... 13
FIG.1.14:PITCH RISPETTIVAMENTE MINORE DI 1, UGUALE A 1, MAGGIORE DI 1[34]. ... 19
FIG.1.15:RAPPRESENTAZIONE DELLA MODULAZIONE ANGOLARE E LONGITUDINALE DELLA CORRENTE [33]. ... 21
FIG.1.16:PROFILO DELL’ENCEFALO LATERALE (VIOLA) ED ANTERO-POSTERIORE (ARANCIO). ... 22
FIG.1.17:MODULAZIONE AUTOMATICA DELLA CORRENTE DURANTE UN ESAME TC ENCEFALO. ... 22
FIG.1.18:PROFILO DEL TORACE LATERALE (VIOLA) ED ANTERO-POSTERIORE (ARANCIO). ... 22
FIG.1.19:MODULAZIONE AUTOMATICA DELLA CORRENTE DURANTE UN ESAME TC TORACE. ... 23
FIG.2.1:SCHERMATA PER L’ACCESSO (USERNAME E PASSWORD) AL SOFTWARE DOSEWATCH. ... 26
FIG.2.2:HOME PAGE DEL SOFTWARE DOSEWATCH. ... 27
FIG.2.3:IN QUESTA SCHERMATA SI EVIDENZIANO (IN BLU) GLI STUDI ESEGUITI, ORDINATI PER ‘DATA E ORA’.IN BASSO A DESTRA SI EVIDENZIA IL NUMERO DI PAGINA SELEZIONATO. ... 28
FIG.2.4:NELLA PARTE INFERIORE DELLA SCHERMATA SI PUÒ VISUALIZZARE ... 28
FIG.2.5:IN QUESTI SCREENSHOT SI EVIDENZIANO I DIVERSI FILTRI DA UTILIZZARE NEGLI STUDI ESEGUITI.DA SINISTRA ... 29
FIG.2.6:FILTRI SELEZIONATI PER UN DETERMINATO STUDIO. ... 29
FIG.2.7:ICONE PRESENTI NEL SOFTWARE CON DESCRIZIONE DELLE LORO FUNZIONI. ... 30
FIG.2.8:SCHERMATA ‘RICERCA PAZIENTE’, È POSSIBILE INSERIRE IL NUMERO DI ACCESSO ... 30
FIG.2.9:NEL MENÙ PRINCIPALE SONO PRESENTI QUATTRO SEZIONI:‘MONITORAGGIO’, ... 31
FIG.2.10:SEZIONE ‘MONITORAGGIO’– SCHERMATA ‘STUDI ESEGUITI. ... 31
FIG.2.11:IL TRIANGOLO IN ROSSO INDICA L’ATTIVAZIONE DI UNA ‘NOTIFICA’. ... 32
FIG.2.12:SELEZIONATO L’ESAME DESIDERATO, È POSSIBILE ACCEDERE A DELLE SCHEDE RELATIVE A QUEL DETERMINATO ESAME. ... 32
FIG.2.13:SCHERMATA ‘PANORAMICA STUDIO’. ... 33
FIG.2.14:BOXPLOT’– SERVE A CONFRONTARE L’ESAME ... 33
FIG.2.15:SCHERMATA ‘DETTAGLI STUDIO’. ... 34
FIG.2.16:FINESTRA ‘ULTERIORI DETTAGLI’. ... 35
FIG.2.17:FINESTRA ‘ACQUISIZIONE SECONDARIA’. ... 35
FIG.2.18:SCHERMATA ‘VISTA SSDE’– È POSSIBILE IDENTIFICARE LA PROIEZIONE LATERALE E QUELLA ANTERO-POSTERIORE DEL PAZIENTE. ... 36
FIG.2.19:SCHERMATA ‘ANALISI QUALITÀ’– È POSSIBILE VEDERE IL CENTRAGGIO DEL PAZIENTE E LA MODULAZIONE ... 37
FIG.2.20:SCHERMATA ‘COMMENTI’– IN QUESTA SEZIONE È POSSIBILE AGGIUNGERE INFORMAZIONI RELATIVE ... 38
FIG.2.21:SCHERMATA ‘INFORMAZIONI CLINICHE’– QUI È POSSIBILE SELEZIONARE LE PATOLOGIE DEL PAZIENTE IN STUDIO. ... 39
FIG.2.22:SEZIONE ‘ANALISI’– SONO SUDDIVISE PER TIPO DI ESAME (CT,CV/IR, ECC.). ... 39
FIG.2.23:ANALISI RELATIVE ALL’ESAME DI TOMOGRAFIA COMPUTERIZZATA. ... 40
FIG.2.24:ANALISI DEL DLPCT PER STUDIO –DESCRIZIONE LOCALE STUDIO (ULTIMI 12 MESI). ... 40
FIG.2.25:ANALISI DEL DLPCT PER PROTOCOLLO (ULTIMI 12 MESI). ... 41
FIG.2.26:ANALISI DEL CTDI E DEL DLP PER ACQUISIZIONE –DESCRIZIONE:‘STUDIO LOCALE’. ... 41
FIG.2.27:ANALISI CT–DLP CUMULATIVO PIÙ ALTO.SITO:AZIENDA OSPEDALIERA PROVINCIALE DI SIRACUSA. ... 42
FIG.2.28: ANALISI CT–STUDI CON LIVELLO DI DOSE PIÙ ALTO. ... 43
FIG.2.29:CONFRONTO DOSE ESAMI CT–DESCRIZIONE:‘STUDIO LOCALE’. ... 43
FIG.2.30:CONFRONTO DOSE ESAMI CT–ANALISI PER PROTOCOLLO ‘TORACE BASALE’.DLP MEDIO STUDIO 1(VERDE) E STUDIO 2(BLU) DAL 01-02-2018 AL 31-08-2018. ... 44
FIG.2.31:SCHERMATA PER LA CONFIGURAZIONE DEL REPORT PERSONALIZZATO IN PDF. ... 45
FIG.2.32:SEZIONE ‘AMMINISTRAZIONE’–GENERALE,GESTIONE,MAPPATURA LEXICON,STRUMENTI,INFORMAZIONI SULLA VERSIONE DEL SOFTWARE. ... 45
FIG.2.33:SEZIONE AMMINISTRAZIONE –‘IMPOSTAZIONE AVVISI’CT, BASATI SULLA DESCRIZIONE LOCALE DELLO STUDIO O SUL PROTOCOLLO. ... 46
FIG.2.34:‘ALERTS’ SERIE CT– BASATI SULLA REGIONE TARGET. ... 47
FIG.2.35:IMPOSTAZIONE DEI VALORI VIRTUALI TARGET DI DLP E CTDI PER OGNI PROTOCOLLO. ... 48
FIG.2.36:MAPPATURA LEXICON CT. ... 48
FIG.2.37:‘MAPPATURA LEXICON CT’–STRUMENTI: PULIZIA DESCRIZIONE LOCALE STUDIO. ... 49
FIG.3.1:CAMERA ‘PENCIL’ DI LUNGHEZZA 10 CM POSIZIONATA O AL CENTRO O ALLA PERIFERIA DEL FANTOCCIO DI PMMA ... 50
FIG.3.2:TC‘LIGHTSPEED VCT’,GENERAL ELECTRIC. ... 51
FIG.3.3:TC‘LIGHTSPEED PRO32’,GENERAL ELECTRIC. ... 52
FIG.3.4:TC‘OPTIMA CT660’,GENERAL ELECTRIC. ... 53
FIG.3.6:CAMERA A IONIZZAZIONE DI TIPO ‘PENCIL’, DI 10 CM DI LUNGHEZZA E CIRCA 1 CM DI DIAMETRO. ... 55
FIG.3.7:ELETTROMETRO SOLIDOSE,MODEL 400. ... 56
FIG.3.8:IN ALTO A DESTRA, MISURAZIONE DEL ‘KERMA IN ARIA’ UTILIZZANDO LA PENCIL CAMERA POSIZIONATA ALL’ISOCENTRO DEL GANTRY. IN BASSO A SINISTRA, L’ELETTROMETRO SOLIDOSE COLLEGATO ALLA PENCIL CAMERA. ... 57
FIG.3.9:MISURAZIONE DEL CTDI AL CENTRO ED IN PERIFERIA DELL’HEAD PHANTOM, INSERENDO LA PENCIL CAMERA PER OGNI SCANSIONE IN UN FORO DIVERSO. ... 59
FIG.3.10:IMMAGINI A VIDEO DEL FANTOCCIO ‘HEAD’ DURANTE LE PROVE EFFETTUATE PRESSO L’OSPEDALE DI SIRACUSA. ... 62
FIG.3.11:SEZIONE DEL FANTOCCIO A 5 FORI, CON ‘A’ SI INDICA IL CENTRO, CON ‘B’,‘C’,‘D’ ED ‘E’ I FORI IN PERIFERIA. ... 63
FIG.3.12:FANTOCCIO ‘BODY’, DI 32 CM DI DIAMETRO, UTILIZZATO PER I PROTOCOLLI ‘TORACE’. ... 64
FIG.3.13:CENTRAGGIO DEL FANTOCCIO ‘BODY’ CON LA PENCIL CAMERA AL CENTRO, UTILIZZANDO I LASER DI POSIZIONAMENTO. ... 64
FIG.3.14:PARAMETRI PROTOCOLLO ‘ENCEFALO ASSIALE’, SCHERMATA DOSEWATCH. ... 70
FIG.3.15:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO ASSIALE’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 71
FIG.3.16:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO ASSIALE’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 71
FIG.3.17:DLP DELL’ENCEFALO ASSIALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 72
FIG.3.18:CTDIVOL DELL’ENCEFALO ASSIALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 72
FIG.3.19:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO ELICOIDALE’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 73
FIG.3.20:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO ELICOIDALE’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 73
FIG.3.21:DLP DELL’ENCEFALO ELICOIDALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 74
FIG.3.22:CTDIVOL DELL’ENCEFALO ELICOIDALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 74
FIG.3.23:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE STD’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 76
FIG.3.24:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE STD’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB] ... 76
FIG.3.25:DLP DEL TORACE STD IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 77
FIG.3.26:CTDIVOL DEL TORACE STD IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 77
FIG.3.27:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE H.R.’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 78
FIG.3.28:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE H.R.’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 78
FIG.3.29:DLP DEL TORACE H.R. IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 79
FIG.3.30:CTDIVOL DEL TORACE H.R. IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO SIRACUSA.[GRAFICO MATLAB]. ... 79
FIG.3.31:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 81
FIG.3.32:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 81
FIG.3.33:DLP DELL’ENCEFALO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 82
FIG.3.34:CTDIVOL DELL’ENCEFALO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 82
FIG.3.35:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE BASALE’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 84
FIG.3.36:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE BASALE’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. .. 84
FIG.3.37:DLP DEL TORACE BASALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 85
FIG.3.38:CTDIVOL DEL TORACE BASALE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 85
FIG.3.39:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE MDC’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 86
FIG.3.40:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘TORACE MDC’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 86
FIG.3.41:DLP DEL TORACE CON MEZZO DI CONTRASTO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. ... 87
FIG.3.42:CTDIVOL DEL TORACE CON MEZZO DI CONTRASTO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO LENTINI.[GRAFICO MATLAB]. .. 87
FIG.3.43:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 89
FIG.3.44:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘ENCEFALO’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 89
FIG.3.45:DLP DELL’ENCEFALO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 90
FIG.3.46:CTDIVOL DELL’ENCEFALO IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 90
FIG.3.47:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘EMBOLIA POLMONARE’ IN FUNZIONE DEL DLP, PRESSO AVOLA. ... 92
FIG.3.48:ISTOGRAMMA DELLA QUANTITÀ DI ESAMI ‘EMBOLIA POLMONARE’ IN FUNZIONE DEL CTDIVOL, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 92
FIG.3.49:CTDIVOL DEL TORACE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 93
FIG.3.50:DLP DEL TORACE IN FUNZIONE DEL NUMERO DI ESAMI, PRESSO AVOLA.[GRAFICO MATLAB]. ... 93
FIG.4.1:SCHERMATA DEL CONFRONTO TRA DUE STUDI ‘TORACE BASALE’– SOFTWARE DOSEWATCH. ... 94
FIG.4.2:ISTOGRAMMA INFORMAZIONI CAMPO CATEGORIALE. ... 96
FIG.4.3:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI ENCEFALO SIRACUSA. ... 97
FIG.4.4:ISTOGRAMMA FREQUENZA DLP ENCEFALO SIRACUSA. ... 98
FIG.4.5:ISTOGRAMMA INFORMAZIONI CAMPO CATEGORIALE. ... 99
FIG.4.7:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI ENCEFALO SIRACUSA,LENTINI,AVOLA. ... 100
FIG.4.8:GRAFICO A BARRE CTDI ENCEFALO AVOLA,SIRACUSA,LENTINI. ... 101
FIG.4.9:BOXPLOT DLP ENCEFALO. ... 101
FIG.4.10:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI ENCEFALO SIRACUSA,LENTINI,AVOLA. ... 102
FIG.4.11:GRAFICO A BARRE DLP ENCEFALO AVOLA,LENTINI,SIRACUSA. ... 103
FIG4.12:ISTOGRAMMA INFORMAZIONI SUL CAMPO CATEGORIALE. ... 103
FIG.4.13:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI TORACE SIRACUSA ... 104
FIG.4.14:ISTOGRAMMA FREQUENZA DLPSIRACUSA.. ... 105
FIG.4.15:ISTOGRAMMA INFORMAZIONI SUL CAMPO CATEGORIALE. ... 106
FIG.4.16:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI TORACE LENTINI. ... 107
FIG.4.17:ISTOGRAMMA FREQUENZA DLP TORACE LENTINI. ... 108
FIG.4.18:ISTOGRAMMA SUL CAMPO CATEGORIALE. ... 108
FIG.4.19:BOXPLOT CTDI TORACE. ... 109
FIG.4.20:ISTOGRAMMA FREQUENZA CTDI TORACE. ... 110
FIG.4.21:GRAFICO A BARRE CTDI TORACE AVOLA,LENTINI,SIRACUSA.. ... 110
FIG.4.22:ISTOGRAMMA FREQUENZA DLP TORACE. ... 111
FIG.4.23:BOXPLOT DLP TORACE. ... 112
FIG.4.24:GRAFICO A BARRE DLP TORACE AVOLA,LENTINI,SIRACUSA. ... 112
INDICE TABELLE
TABELLA 1.1:LDR–LIVELLI DIAGNOSTICI DI RIFERIMENTO [37] ... 17
TABELLA 1.2:COEFFICIENTE DI CONVERSIONE K PER I DIVERSI DISTRETTI ANATOMICI [22] ... 17
TABELLA 3.1: SONO RIPORTATE LE 3 SCANSIONI, CON I LORO VALORI DI CTDI.IN SEGUITO, È STATA CALCOLATA LA MEDIA PER OTTENERE IL KERMA IN ARIA ... 58
TABELLA 3.2:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘ENCEFALO ELICOIDALE STD’ DI LENTINI. ... 58
TABELLA 3.3:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO ELICOIDALE STD’ DI LENTINI ... 59
TABELLA 3.4:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘HEAD’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO ELICOIDALE A STD’, PRESSO LENTINI. ... 60
TABELLA 3.5:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘ENCEFALO AXIAL 2.5’ DI SIRACUSA. ... 61
TABELLA 3.6:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO AXIAL 2.5’ DI SIRACUSA. ... 61
TABELLA 3.7:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘HEAD’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO AXIAL 2.5’, PRESSO SIRACUSA. ... 61
TABELLA 3.8:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘ENCEFALO HELICAL’ DI AVOLA. ... 62
TABELLA 3.9:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO HELICAL’ DI AVOLA. ... 62
TABELLA 3.10:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘HEAD’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘ENCEFALO HELICAL’, PRESSO AVOLA. ... 63
TABELLA 3.11:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘TORACE STD 2.5/2.5’ DI SIRACUSA. ... 64
TABELLA 3.12:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘TORACE STD 2.5/2.5’ DI SIRACUSA. ... 65
TABELLA 3.13:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘BODY’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘TORACE STD 2.5/2.5’, PRESSO SIRACUSA. ... 65
TABELLA 3.14:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘TORACE BASALE’ DI LENTINI. ... 65
TABELLA 3.15:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘TORACE BASALE’ DI LENTINI. ... 65
TABELLA 3.16:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘BODY’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘TORACE BASALE’, PRESSO LENTINI. ... 66
TABELLA 3.17:PARAMETRI IMPOSTATI PER IL PROTOCOLLO DI SCANSIONE ‘TORACE STD’ DI AVOLA. ... 66
TABELLA 3.18:PARAMETRI IMPOSTATI PER LO SPESSORE DELL’IMMAGINE NEL PROTOCOLLO ‘TORACE STD’ DI AVOLA. ... 66
TABELLA 3.19:VALORI DI CTDI AL CENTRO ED AI 4 PUNTI IN PERIFERIA DEL FANTOCCIO ‘BODY’, IMPOSTATO IL PROTOCOLLO ‘TORACE STD’, PRESSO AVOLA. ... 66
TABELLA 3.20:PROTOCOLLI ‘ENCEFALO’ UTILIZZATI PRESSO L’OSPEDALE DI SIRACUSA. ... 69
TABELLA 3.21:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 72
TABELLA 3.22:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 74
TABELLA 3.23:PROTOCOLLI ‘TORACE’ UTILIZZATI PRESSO L’OSPEDALE DI SIRACUSA. ... 75
TABELLA 3.24:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 77
TABELLA 3.26:PROTOCOLLO ‘ENCEFALO’ UTILIZZATO PRESSO L’OSPEDALE DI LENTINI. ... 80
TABELLA 3.27:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 82
TABELLA 3.28:PROTOCOLLI ‘TORACE’ UTILIZZATI PRESSO L’OSPEDALE DI LENTINI. ... 83
TABELLA 3.29:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 85
TABELLA 3.30:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 87
TABELLA 3.31:PROTOCOLLO ‘ENCEFALO’ UTILIZZATO PRESSO L’OSPEDALE DI AVOLA. ... 88
TABELLA 3.32:MEDIANA ED INTERQUARTILE DI DLP E CTDIVOL. ... 90
TABELLA 3.33:PROTOCOLLO ‘TORACE’ UTILIZZATO PRESSO L’OSPEDALE DI AVOLA. ... 91
INTRODUZIONE
Oggi le radiazioni ionizzanti provenienti dalle tecniche di imaging radiologico, in particolare dalla tomografia computerizzata, rappresentano la maggiore esposizione medica pro-capite per la popolazione dei Paesi industrializzati (oltre 5 miliardi di esami all’anno). Negli ultimi decenni, il ricorso sempre più frequente alle metodiche di diagnostica per immagini ha fatto sì che queste abbiano assunto il ruolo di strumento indispensabile per
definire il corretto percorso terapeutico dei pazienti [15]. In particolare, la TC rappresenta
una delle innovazioni mediche più importanti degli ultimi quarant’anni, permettendo di acquisire, velocemente ed in maniera non invasiva, immagini di elevata qualità dell’intero
distretto corporeo, fornendo informazioni sia di tipo anatomico che funzionale [21].
Tutto questo ha portato ad un marcato incremento della quantità di radiazioni e ha prodotto, sia tra i ricercatori che nei diversi mezzi di comunicazione, una crescente preoccupazione per i possibili rischi dei pazienti, sia oncologici (1,5-2% dei casi di tumore
attribuiti alla TC) che non oncologici [15]. A tal proposito, gli organi interessati hanno
risposto con sforzi per ridurre la dose di radiazioni ed ottenere immagini di qualità diagnostica.
Nel 2009 la FDA (Food and Drug Administration), a seguito della scoperta di gravi casi di sovraesposizione verificatisi in ospedali americani, ha lanciato una campagna di verifica dei protocolli delle strumentazioni radiologiche. Il superamento di dose erogata al paziente tale da produrre effetti deterministici (quali eritema della cute e alopecia) ha evidenziato una diffusa e preoccupante “malpractice” nell’utilizzo delle metodiche basate sull’impiego di
radiazioni ionizzanti, che altrimenti non sarebbe molto probabilmente emersa [17]. Alla luce
di tutto ciò, è di fondamentale importanza determinare una metodica di lavoro che tenga conto degli aspetti radio-protezionistici a tutela del paziente sottoposto a radiazioni
ionizzanti, come suggerito dall’ICRP (International Commission of Radiation Protection) [16].
Ogni esame radiologico deve essere giustificato e deve rispettare i criteri di appropriatezza necessari a garantire il più alto rapporto beneficio/rischio per il paziente. Inoltre, la procedura deve essere ottimizzata, ovvero i parametri espositivi devono essere scelti “ad hoc” in base al sesso, età e corporatura del paziente utilizzando la minor dose possibile nel
rispetto del principio ALARA (As Low As Reasonably Achievable) [20], pur mantenendo la
qualità diagnostica delle immagini acquisite.
Numerosi elementi inducono a pensare che questa disattenzione nei confronti dei rischi provenienti dalle procedure radiologiche non sia un fenomeno che riguardi solo l’America,
ma rappresenti una realtà globale. Per tale ragione negli ultimi anni, sia per adempiere al principio ALARA sia per la normativa EURATOM (59/2013) che impone agli Stati membri della Comunità Europea di comunicare ai pazienti i rischi derivanti dall’esposizione medica alle radiazioni ionizzanti, informarli in merito alla dose ricevuta durante ogni esame radiologico e di registrare tale dato nel referto, si sta effettuando, sempre più frequentemente, il monitoraggio della dose radiante durante gli esami radiologici. Tutto ciò è reso possibile grazie all’introduzione nel mercato di strumenti Software che consentono di schedare ed analizzare in modo automatico i dati dosimetrici relativi agli esami radiologici effettuati su differenti apparecchiature ed in differenti realtà operative. Questi, inoltre, facilitano la revisione dei parametri di acquisizione dei protocolli, permettendone l’ottimizzazione con conseguente possibilità di riduzione della dose erogata.
Il sistema di GE Healthcare, denominato “DoseWatch”, è già stato installato in oltre 150 strutture cliniche italiane, che in questi anni si sono preparate al recepimento della Direttiva
Euratom 59/2013, che sarebbe dovuta entrare in vigore nel febbraio 2018 [14], in Italia come
in tutti gli stati membri dell’Unione, con l’obiettivo, come già detto, di stabilire norme di sicurezza sulle radiazioni ionizzanti anche nel campo della salute.
Il lavoro di tesi svolto si pone l’obiettivo di monitorare la dose assorbita dalla popolazione della provincia di Siracusa sottoposta ad esami TC, tramite il software GE e valutare, dopo un’attenta analisi statistica, i protocolli migliori da utilizzare. In particolare, lo studio si è concentrato nelle aziende ospedaliere di Siracusa, Avola e Lentini, nelle quali è installato il software DoseWatch.
L’elaborato si articola in tre fasi:
o Nella prima parte si descrive il funzionamento della TC e la sua evoluzione nel corso degli anni, gli indici di dose utilizzati, in particolare CTDI e DLP, ed i parametri di acquisizione del tomografo che influenzano i valori degli indicatori dosimetrici. Successivamente, si descrive il software utilizzato, in tutte le sue sfaccettature. o Nella seconda parte si validano gli indici di dose forniti dal DoseWatch, tramite
l’utilizzo di apposita strumentazione, che comprende il fantoccio, la camera a
ionizzazione e l’elettrometro. Fatta la validazione, il fulcro del lavoro consiste nell’elaborazione dei dati di esami reali, estrapolati dal software suddetto,
soffermandosi sull’analisi del CTDI e, di conseguenza del DLP, dei protocolli selezionati nelle tre strutture.
o Nella terza ed ultima parte, con l’ausilio di un software statistico, si ottengono i risultati, dati dal confronto degli indicatori dosimetrici degli stessi protocolli nelle tre aziende ospedaliere e di protocolli diversi utilizzati all’interno della stessa azienda.
In conclusione, dai risultati ottenuti, si denota il protocollo migliore da utilizzare, in termini di dose erogata al paziente.
CAPITOLO 1 - LA DOSE IN TOMOGRAFIA
COMPUTERIZZATA
1.1 Principio di funzionamento della Tomografia Computerizzata
La Tomografia Computerizzata (TC) nasce a Londra negli anni ’70, per merito di Godfrey N. Hounsfield, al quale fu attribuito il premio Nobel per la Medicina nel 1979.
Questa tecnica, che ha rivoluzionato la radiologia diagnostica, utilizza radiazioni ionizzanti (Raggi X) e, a differenza della radiografia convenzionale, fornendo viste tridimensionali dell’organo o della regione corporea di interesse, permette di acquisire informazioni relative
a strati distinti del paziente [9].
Il principio di funzionamento di uno scanner CT consiste nell’effettuare una serie di misure di attenuazione da varie angolazioni attraverso una sezione di uno spessore definito dell’organo da esaminare. In seguito, attraverso opportuni algoritmi di ricostruzione, viene ricostruita l’immagine digitale della sezione analizzata.
Come per la radiografia convenzionale, un fascio collimato di raggi X attraversa la sezione da esaminare fino ad arrivare al detettore, posto nella parte opposta del paziente (Fig. 1.1)
[1]. I detettori sono costituiti da cristalli (tipicamente di ioduro di cesio o tungsteno di
cadmio) ed hanno la caratteristica di emettere luce quando colpiti da raggi X. L’intensità di luce emessa è misurata dai fotodetettori e fornisce la quantità di energia assorbita dal mezzo attraversato dai raggi X.
Fig. 1.1: I raggi X fuoriescono dal tubo, oltrepassano il paziente e colpiscono l’array di detettori [1].
Sia la sorgente radiogena che i detettori li troviamo nel gantry (Fig. 1.2), ovvero l’anello attraverso il quale scorre il lettino del paziente da esaminare.
Fig. 1.2: Gantry di una TC, presso l’Ospedale Umberto I di Siracusa.
Lo scanner (sorgente + detettori) compie una rotazione completa attorno al paziente ad una velocità compresa tra 350 e 500 msec.
Il dispositivo è inoltre composto da un generatore, dal lettino porta-paziente, da un elaboratore elettronico, da una console di comando (dove vengono visualizzate le
immagini) e da un sistema di registrazione dei dati acquisiti (Fig. 1.3) [2].
I dati di assorbimento relativi ad un determinato angolo rappresentano una proiezione. Quest’ultima ha come larghezza quella del corpo e come spessore quello della fetta impostato [3].
Fig. 1.4: Immagine della fetta di tessuto divisa in elementi volumetrici, i voxels [3].
L’immagine TC è composta da pixel (picture elements) (Fig 1.4). Ogni pixel dell’immagine visualizza le informazioni sulla luminosità relative all’anatomia del paziente che si trova nel voxel corrispondente (volume element). La larghezza e l’altezza del pixel sono uguali alla larghezza e all’altezza del voxel, ma in aggiunta quest’ultimo rappresenta una terza dimensione. Lo spessore del voxel, ovvero la terza dimensione, è determinato dallo spessore della fetta, che è governato dalla collimazione meccanica del fascio di raggi X per mezzo di griglie di piombo. I valori tipici per le dimensioni dei pixels sono 0,5 mm x 0,5 mm; mentre
lo spessore tipico della fetta è compreso tra 1 mm e 10 mm [4].
In TC il tubo radiogeno ruota attorno al paziente ad una distanza di circa 60 cm dal centro del gantry. Le dimensioni del fascio che attraversa il paziente sono di circa 50 cm nella direzione trasversale e di qualche cm nella direzione longitudinale. Nel corso della scansione ogni voxel è irradiato da un fascio stretto di raggi X mille volte. Ogni volta che viene irradiato l’informazione sarà contenuta in una diversa proiezione. Durante l’esecuzione dell’esame il lettino, su cui è posto il paziente, trasla lungo l’asse di rotazione del tubo. La traslazione può essere di tipo sequenziale o elicoidale (detta anche spirale o volumetrica). La lunghezza di scansione, la collimazione del fascio ed il valore del pitch (avanzamento del lettino in una rotazione) determinano quanti giri effettua il tubo in un esame tomografico.
Il processo di ricostruzione dell’immagine avviene in funzione del coefficiente di attenuazione lineare di ciascun voxel della sezione, ottenuto da varie misure effettuate con diversi angoli di rotazione. L’attenuazione propria del voxel aumenta al crescere della densità e del numero atomico del tessuto (mediati sui voxel), mentre diminuisce con l’aumentare dell’energia dei raggi X. Il valore di attenuazione per ciascun voxel viene determinato matematicamente, utilizzando tutte le proiezioni che intersecano quel dato
voxel. Una volta raccolte tutte le proiezioni, è possibile iniziare la ricostruzione della sezione con un algoritmo detto “retroproiezione”, ovvero l’inverso del processo di acquisizione. La ricostruzione che si ha proiettando all’indietro le proiezioni ottenute, crea un’immagine poco definita. Tale inconveniente è stato avallato grazie all’introduzione della
‘retroproiezione filtrata’, o meglio conosciuta come ‘filtered back projection’ [4].
1.2 Evoluzione degli scanner CT
L’evoluzione degli scanner CT ha reso possibile l’incremento delle performance del tubo radiogeno, la riduzione dei tempi di scansione, dei tempi di ricostruzione, la diminuzione o addirittura l’eliminazione degli artefatti ed infine ha ridotto i tempi di esposizione alle
radiazioni del paziente [23].
Come già detto, gli apparecchi TC convenzionali hanno subito un’evoluzione tecnologica tale da avere la prima, la seconda, la terza e la quarta generazione.
1.2.1 Prima generazione
Nello scanner CT di prima generazione, il fascio era costituito da un sottile pennello di raggi X solidale con un singolo rivelatore (solitamente uno scintillatore di Ioduro di Sodio). Essi si muovevano perpendicolarmente allo strato in esame (traslazione). Questo processo veniva ripetuto un grado alla volta fino a 180°. Per tale motivo i tempi di scansione erano abbastanza lunghi, circa 5-10 minuti per strato, rendendo impossibile lo studio di parti in movimento, come ad esempio il torace (affetto da respirazione e battito cardiaco) o l’addome (affetto da movimenti peristaltici).
Il percorso del fascio a raggi X attraverso il soggetto è definito “raggio” e l’insieme di essi costituisce una “vista”. I primi scanner raccoglievano 160 raggi per vista.
Fig. 1.5: Acquisizione scanner di prima generazione - fascio parallelo e movimento di traslazione e rotazione sia del generatore di
1.2.2 Seconda generazione
Gli apparecchi di seconda generazione continuavano ad utilizzare il movimento di traslazione-rotazione. La differenza stava nel fascio di raggi X che questa volta assumeva una forma “a ventaglio”, di ampiezza variabile tra i 3° ed i 20°. L’ampiezza dipendeva dal numero di detettori, che da uno diventavano 3-30. Tutto ciò portava ad una riduzione del numero di rotazioni, una ogni 3°-20°, e quindi, una diminuzione del tempo di scansione (15-30 secondi). Il fattore limitante per un’ulteriore velocizzazione dell’acquisizione è dato dalla complessità meccanica della traslazione e rotazione, effettuata in maniera accurata, per evitare eccessive vibrazioni delle strutture pesanti, poiché persino piccole variazioni della posizione dello scanner rispetto ai voxel della matrice di ricostruzione potrebbero provocare importanti artefatti nell’immagine finale.
Fig. 1.6: Acquisizione scanner di seconda generazione – fascio a ventaglio stretto e movimento di traslazione e rotazione [2].
1.2.3 Terza generazione
Con gli scanner di terza generazione, ancora presenti in molti laboratori di radiologia, il movimento di traslazione-rotazione viene sostituito dalla sola rotazione, eliminando così gran parte dell’inerzia e della complessità meccanica. Inoltre, il fascio radiogeno avrà la forma di un ampio ventaglio (35°-50°), mentre i detettori saranno disposti ad arco, opposti e solidali al tubo radiogeno, in modo da ruotare contemporaneamente intorno al paziente (movimento rotazione-rotazione). I movimenti di rotazione (180°-360°) sono limitati dalla presenza dei cavi elettrici, per tale motivo vengono effettuati una volta in senso orario e, successivamente, in senso antiorario.
Fig. 1.7: Acquisizione scanner di terza generazione – fascio a ventaglio ampio e movimento di rotazione/rotazione [2].
I primi modelli di terza generazione (anni ’70-‘80) utilizzavano 250 rivelatori, mentre quelli attuali arrivano ad averne circa 750, passando da tempi di scansione di 5 sec a qualche frazione di secondo. Contrariamente a quelli di prima e seconda generazione, dove prima di ogni traslazione veniva effettuata una ricalibrazione dinamica, gli scanner di terza generazione richiedono un’elevata stabilità dei rivelatori.
In questa generazione, ciascun rivelatore misura il raggio passante solo attraverso una determinata distanza dal centro di rotazione, dipendente dalla posizione del rivelatore nell’array, per cui qualsiasi errore o deriva nella calibrazione di un dato rivelatore rispetto agli altri è retroproiettato lungo gli stessi tragitti, provocando un artefatto ad anello, visibile anche per una non accuratezza dello 0,1%.
Questi artefatti ad anello, anche utilizzando rivelatori di alta qualità (a volte si utilizzano rivelatori a stato solido), saranno minimizzati ma comunque presenti. Infine, esistono particolari tecniche, i “collimatori antiscattering”, che rimuovono gli artefatti nell’algoritmo di ricostruzione dell’immagine.
1.2.4 Quarta generazione
Gli scanner CT di quarta generazione sono, in un certo senso, l’estrema conseguenza del processo di incremento del numero di rivelatori. Un grande numero di rivelatori (600 i primi, adesso fino a 4800) è disposto a formare una corona circolare stazionaria intorno al paziente, mentre il tubo radiogeno ruota all’interno dell’anello, nello spazio compreso tra il paziente ed i rivelatori stessi. I tempi di scansione possono essere ridotti a meno di un secondo.
Fig. 1.9: Acquisizione negli scanner di quarta generazione – fascio a ventaglio e movimento di rotazione/stazionario [2].
Questi scanner non sono molto utilizzati poiché limitati dalla minor efficienza nell’uso dei rivelatori e dalla maggiore sensibilità agli artefatti dovuti alla diffusione dei fotoni, in quanto non possono essere impiegati dei collimatori antiscattering.
In conclusione, il metodo convenzionale di acquisizione sezione per sezione produce registrazioni poco accurate causa dei movimenti involontari, portando all’esigenza di un’acquisizione simultanea di più sezioni che ha portato allo sviluppo della tecnologia ad elica.
1.2.5 TC spirale o elicoidale o multistrato
Questa TC è un’evoluzione degli scanner della terza generazione. In questo caso il sistema tubo-rivelatori ruota continuamente intorno al paziente mentre, simultaneamente, il lettino trasla avanti e indietro, costituendo la forma a spirale.
Fig.1.10: Rappresentazione schematica dell’acquisizione ad elica [2].
L’anello rotante, grazie a dei contatti striscianti che permettono una rotazione continua del tubo radiogeno e dei detettori, mantenendo il contatto elettrico con i componenti stazionari, riduce il tempo che intercorre tra una scansione e l’altra. Ciò richiede anche prestazioni più elevate del tubo a raggi X, ovvero una potenza istantanea superiore rispetto ai modelli utilizzati nelle generazioni precedenti ed un sistema per dissipare il calore in maniera più efficace e resistere a temperature più elevate. Inoltre, anche l’algoritmo di ricostruzione dell’immagine deve essere modificato, affinché i metodi di interpolazione possano generare le proiezioni in un unico piano, in modo che le varie sezioni si sovrappongano lungo l’asse di scansione migliorando il campionamento dei dati senza dover impartire una dose maggiore.
Un’ulteriore miglioria è stata apportata grazie all’introduzione di “array multipli” di rivelatori.
Fig. 1.11: Confronto tra scanner Single Slice e Multiple Slice [5].
Con la TC multistrato (Fig. 1.11) il corpo umano viene virtualmente “affettato” in tanti strati sub-millimetrici (fino a 160 al secondo) che, in seguito all’elaborazione tramite software, forniscono immagini 3D ed informazioni sulla funzionalità della struttura anatomica esaminata. Il vantaggio di questa tecnica sta nei tempi di acquisizione molto ridotti, utili
quando il fattore limitante è il respiro da trattenere. Le prestazioni, quindi, sono
notevolmente migliori, tali da ottenere ricostruzioni multi-planari ottime [6].
Fig. 1.12: TC spirale – il tavolo del paziente si sposta attraverso l’anello mentre la rotazione e la raccolta dati continuano [7].
L’evoluzione della TC spirale (Fig. 1.12), caratterizzata dall’aggiunta di più file di rivelatori, ha permesso di studiare volumi corporei velocemente (acquisizione dell’immagine in 30-40 sec) e con fette più sottili (migliorando la risoluzione lungo l’asse x), rendendo virtualmente nulla la possibilità di introdurre artefatti dovuti a movimenti fisiologici o alla registrazione dell’immagine stessa ma, contemporaneamente, ha determinato un aumento della radio-esposizione media della popolazione sottoposta ad indagini di Diagnostica per Immagini
[8]. Ciò si verifica perché l’irraggiamento del paziente avviene da tutte le direzioni radiali e
quindi la distribuzione di dose nel corpo si discosta molto dalla radiografia convenzionale. Inoltre, a differenza di quest’ultima, poiché il tubo a Raggi X ruota intorno al paziente, la dose erogata sulla superficie è uniforme e tende a decrescere passando dalla superficie verso il centro del paziente.
Da qui si evince che i descrittori di dose utilizzati per la radiografia convenzionale non sono
adatti nell’ambito della TC ed è necessario definire delle grandezze specifiche [12].
1.3 Descrittori di Dose in TC
Gli indicatori di dose sono delle grandezze fisiche fatte sul fantoccio in grado di determinare la dose erogata durante la procedura radiologica in questione.
Per conoscere gli effetti dovuti alle scansioni multiple, sono stati delineati gli indici di dose indicativi della dose di radiazione emessa durante una scansione CT, pur non fornendo nessuna informazione sulla dose realmente assorbita dal paziente in esame.
A differenza della radiografia convenzionale, in cui c’è un solo punto sorgente, per cui la dose che si ha in ingresso è molto maggiore di quella in uscita, in Tomografia Computerizzata l’esposizione avviene su 360°, fornendo un gradiente di dose simmetrico attorno al paziente.
La scelta dei parametri da utilizzare nelle diverse prove, tra cui la tensione (kV), l’intensità di esposizione (mAs), gli spessori T, il numero di strati N e la spaziatura I delle scansioni, dipende dai protocolli utilizzati normalmente nei vari tipi di esami.
Oggi, i due principali descrittori di dose in TC sono il CTDI (Computed Tomography Dose
Index) ed il DLP (Dose Length Product) [11], riportati sulla console di comando in base ai
parametri di scansione impostati dall’operatore.
1.3.1 CTDI
Il CTDI (Computed Tomography Dose Index) è stato introdotto da Shope nel 1981, definendolo come l’integrale del profilo di dose lungo l’asse z di una singola scansione, normalizzato per lo spessore dell’immagine acquisita.
Quindi, esso può essere definito come il valore della dose assorbita che si ha nello strato acquisito durante una singola rotazione del tubo, stimata su fantoccio in PMMA (polimetilmetacrilato) di lunghezza 14 cm e con diametro 16 cm per l ‘Head e 32 cm per il Body [18].
Da un punto di vista matematico, il CTDI è definito dalla seguente relazione:
dove z è la coordinata nella direzione longitudinale, n è il numero degli strati elementari
acquisiti simultaneamente, T è lo spessore di questi ultimi, mentre il prodotto n*T è la
collimazione. Infine D(z) è il valore della dose assorbita nel punto z. L’unità di misura è il
Gray [Gy] [26].
Da un punto di vista geometrico il CTDI è l’altezza del rettangolo che ha per base la collimazione e per area la stessa area compresa sotto il profilo di dose (Fig. 1.13).
Nella pratica, poiché la misura del CTDI si esegue tramite una camera a ionizzazione cilindrica lunga 100 mm, per convenzione i limiti di integrazione vengono fissati a -50 mm
e 50 mm [12].
Tuttavia, dal momento che la dose assorbita dalla superficie del distretto esaminato può avere un valore molto diverso da quello della dose che raggiunge il centro del target e quindi può variare in base alla posizione lungo il FOV, è stato introdotto il CTDIw (Weighted
Computed Tomography Dose Index), definito sulla base delle misure del CTDI eseguite al
centro ed in periferia del fantoccio secondo la seguente formula [12]:
Il valore del CTDI periferico è la media di almeno 4 misure alla periferia del fantoccio. La scelta dei pesi relativi alle componenti periferiche e centrale segue l’indicazione di Leitz et
al. del 1995 che mostrarono la dipendenza lineare del CTDI100 dalla distanza radiale dall’asse del fantoccio. Nel 2009 l’IEC (International Electrotechnical Commission) ha indicato
nel CTDIw un utile indicatore dell’output dello scanner [19].
Fino ad ora il CTDIw è stato definito solo per una singola scansione assiale e non prevede nessuna correzione per il valore del pitch utilizzato nella scansione spirale.
Nelle scansioni spirali, strati nominali successivi possono essere parzialmente sovrapposti o distanziati in base al valore del pitch, con conseguente incremento o diminuzione della dose. Per tenere in considerazione quest’ultimo è stato introdotto il CTDI volumetrico, il quale fornisce informazioni a proposito della quantità di radiazioni impiegate per eseguire uno studio TC:
Il CTDIvol è misurato in unità di mGy per esposizioni su un fantoccio in materiale acrilico, con diametro di 16 cm (esami encefalo) o di 32 cm (esami body). Impiegando parametri e tecniche di scansione identiche, il CTDIvol misurato nel fantoccio di 16 cm di diametro è
circa il doppio di quello misurato nel fantoccio di 32 cm [12].
Ad oggi sussiste il problema per cui la verifica degli LDR richiede la misura del CTDIw per certi esami standard, mentre il valore più corretto di dose assorbita è dato dal CTDIvol e le due misure potrebbero essere diverse. Ad esempio lo stesso valore di CTDIvol può essere ottenuto con due pitch diversi e corrisponde a valori di CTDIw molto diversi: 10 mGy di CTDIvol con pitch uguale a 0.5 corrispondono ad un CTDIw di 20 mGy, mentre portando il pitch ad 1, corrisponderà un CTDIw di 10 mGy.
Poiché il CTDIvol non è uguale alla quantità di dose assorbita dal paziente, Il Report 204
AAPM [29] introduce un parametro denominato SSDE (Size Specific Dose Estimate) [13] che
consente di stimare la “dose paziente” basandosi sul CTDIvol e sulle dimensioni del paziente. Per un identico CTDIvol, un paziente piccolo tenderà ad avere una “dose
paziente” maggiore rispetto ad un paziente di grosse dimensioni [11]. I fattori di conversione
basati sulla grandezza del paziente (ad esempio la dimensione AP o laterale, diametro effettivo) sono impiegati per stimare la dose paziente (per un paziente di quelle dimensioni). Nonostante tutto, il parametro SSDE non rappresenta l’esatta “dose paziente”, dal momento che fattori quali la lunghezza della scansione e la composizione del paziente possono differire da quelle standardizzate impiegate per calcolare l’SSDE. Quindi, quest’ultimo non rappresenta la dose organo specifica, ma la dose media misurata al centro del volume esaminato.
Ai fini del lavoro di tesi, il CTDIvol è un parametro utile se confrontato tra diversi pazienti e protocolli. Questo indice dosimetrico può essere usato come misura per confrontare l’accuratezza dei protocolli utilizzati in centri diversi e su tomografi differenti quando le variabili collegate, come la qualità delle immagini ottenute, vengono anch’esse considerate.
1.3.2 DLP
Il DLP (Dose Length Product) è la grandezza dosimetrica che descrive l’esposizione
complessiva in un esame TC [26]. Il suo valore è ottenuto moltiplicando il CTDIvol per la
lunghezza di scansione, L:
Si misura in mGy*cm.
La verifica degli LDR comprende la stima del DLP che prende il significato di dose integrale ed anch’esso deve essere visualizzato sulla console dell’apparecchio tomografico per dare all’operatore le giuste informazioni sulla dose rilasciata.
Il DLP in TC può essere utilizzato per calcolare la “dose efficace” e quindi per fare una prima valutazione del rischio radiologico.
1.3.3 LDR
Gli LDR (Livelli Diagnostici di Riferimento) sono stati introdotti dalla ICRP (International
Commission on Radiological Protection) [32] nella pubblicazione 73 del 1996 e sono stati
riconfermati e definiti nella Direttiva europea 2013/59/Euratom [31] come strumento per
l’ottimizzazione dell’esposizione dei pazienti sottoposti ad indagini diagnostiche con radiazioni ionizzanti. Si ritiene che tali livelli non debbano essere superati per procedimenti standard, in condizioni di applicazione corrette e normali dell’intervento diagnostico e tecnico [30].
In linea di principio, gli LDR si applicano alle procedure standard in tutti i settori della radiologia diagnostica e sono particolarmente utili nei settori in cui è possibile attuare una riduzione considerevole della dose individuale o delle dosi collettive, oppure nei casi in cui la diminuzione della dose assorbita comporti una diminuzione relativamente elevata del rischio:
• Esami frequenti, compresi gli screening sanitari;
• Esami che comportano dosi elevate, quali TC e procedure che richiedono tempi lunghi di fluoroscopia (radiologia interventistica);
• Esami con pazienti più sensibili alle radiazioni ionizzanti, come i bambini.
Per la tomografia computerizzata, l’indice di dose tomografico pesato (CTDIw) ed il
prodotto dose per lunghezza (DLP) [24] sono quantità adatte ad essere impiegate come LDR.
Gli standard di sicurezza raccomandano che il CTDIw sia indicato sulla console del tomografo per dare all’operatore un’indicazione approssimata della dose al paziente. Per questo motivo i corrispondenti valori visualizzati dalle apparecchiature devono essere verificati periodicamente, tramite misure sperimentali.
Tabella 1. 1:LDR – Livelli diagnostici di riferimento [37]
1.4 Calcolo della Dose in Tomografia Computerizzata: la Dose efficace
La dose efficace rappresenta un parametro che descrive il rischio prodotto dalle radiazioni ionizzanti, considerando sia il tipo di radiazione utilizzata sia l’organo irraggiato. In questo modo è possibile confrontare le diverse tecniche radiologiche ed inoltre permette di informare il paziente sul diverso rischio associato (ad esempio confronto tra radiografia eTC del torace) [22]. La relazione che permette questa stima dipende da un coefficiente di
conversione “k” che tiene conto dell’età e del distretto corporeo esaminato.
dove k (mSv*mGy-1*cm-1) è dato dalle linee di guida europee [26].
Tabella 1. 2: Coefficiente di conversione k per i diversi distretti anatomici [22]
1.5 Influenza dei parametri di acquisizione in TC sugli indici dosimetrici
I parametri di acquisizione vengono impostati nell’interfaccia utente in fase di preparazione e definiscono la tecnica che verrà usata e come procederà la scansione.La variazione di un singolo parametro di acquisizione, mantenendo tutti gli altri costanti, influenzerà tipicamente il CTDIvol per quel determinato studio.
1.5.1 Modalità di scansione
Le moderne apparecchiature TC consentono diverse Modalità di Scansione, tipicamente caratterizzate dalla tipologia di movimento che effettua il lettino porta-paziente durante l’esame.
Gli “Scan Mode” possibili sono: • Sequenziale (Axial)
• Elicoidale o spirale (Helical or Spiral) • Dinamica (Dynamic)
Nell’ultima modalità vengono realizzate acquisizioni multiple sullo stesso segmento corporeo, portando a grandi valori di CTDIvol dal momento che il tomografo registra la somma dei valori di CTDIvol di ogni rotazione. Viene utilizzata per gli esami di perfusione,
bolus tracking o test bolus [33].
1.5.2 Spostamento del tavolo/ Incremento
Il parametro, noto come Spostamento del tavolo, per le acquisizioni volumetriche, o
Incremento, per le acquisizioni sequenziali, rappresenta il movimento del tavolo attraverso
il “gantry” durante una rotazione completa di 360°.
La velocità dello spostamento del tavolo provoca una variazione del CTDIvol, dato che è
una variabile del pitch [33].
1.5.3 Configurazione del Detettore
La configurazione del fascio determina la Collimazione del fascio (nT), ovvero il prodotto tra il numero di canali (n) e la larghezza del rilevatore connesso con ogni canale dati (T). Solitamente, una collimazione del fascio ristretta determina un CTDIvol più elevato rispetto ad una collimazione del fascio ampia.
E’ importante che gli operatori monitorino i valori di CTDIvol quando viene variata la
configurazione del detettore [33].
1.5.4 Pitch
Il Pitch è il rapporto tra lo Spostamento del Tavolo per una rotazione del gantry diviso la collimazione (ampiezza del fascio). Questo è un parametro adimensionale importante sia per la determinazione della dose di radiazione ricevuta dal paziente sia per la qualità dell’immagine finale.
A seconda del tomografo può determinarsi una compensazione automatica delle variazioni del pitch (ad esempio varia la corrente di tubo) per mantenere costante il CTDIvol impostato.
In particolare, utilizzando tomografi GE, andando a variare altri parametri, è possibile notare come il CTDIvol sia indipendente dal pitch.
Infine, questo parametro può essere maggiore, minore o uguale a 1.
Ø Pitch < 1: l’ampiezza del fascio è parzialmente sovrapposta ad ogni angolo di proiezione da rotazione a rotazione; ciò implica una maggiore dose per il paziente Ø Pitch = 1: nessuna sovrapposizione del fascio ad ogni angolo di proiezione e nessun
angolo è “scoperto”
Ø Pitch > 1: alcuni angoli di proiezione sono scoperti dall’ampiezza del fascio in determinate posizioni del tavolo.
Fig. 1.14: Pitch rispettivamente minore di 1, uguale a 1, maggiore di 1 [34].
Nei protocolli clinici solitamente utilizzati questo valore è compreso tra 1 e 2. Utilizzando un pitch pari ad 1 e uno spessore unitario, è possibile ottenere una risoluzione circa isotropa tra il piano di scansione e l’asse del paziente, ma solo su lunghezze abbastanza brevi per le limitazioni imposte dal tubo radiogeno e dal mantenimento del respiro (non superiore ai 30 sec) [33].
1.5.5 Tempo di Esposizione per Rotazione
Rappresenta la durata temporale, espressa in secondi, in cui l’erogazione dei raggi X è attiva durante la rotazione del gantry. Quindi, prende in considerazione il tempo di rotazione del gantry e l’intervallo di acquisizione angolare.
Quando viene modificato il Tempo di Esposizione per Rotazione è importante il monitoraggio, da parte degli operatori, degli altri parametri. In base al tomografo utilizzato può verificarsi una compensazione automatica delle variazioni dei valori del Tempo di Esposizione per Rotazione (ad esempio varia la corrente di tubo) facendo si che il CTDIvol
non vari, come magari spera l’operatore. Il tomografo GE rientra proprio in questo caso [33].
1.5.6 Intensità della Corrente
L’Intensità di Corrente determina il numero di elettroni accelerati tra gli elettrodi del tubo catodico nell’unità di tempo.
Il CTDIvol è direttamente proporzionale all’Intensità di Corrente (misurata in milliAmpere).
Inoltre, il CTDIvol è direttamente proporzionale al Prodotto Corrente-Tempo (misurato in mAs), ovvero il prodotto tra l’Intensità di Corrente applicata al tubo ed il Tempo di
Esposizione per rotazione [33].
1.5.7 Tensione
E’ il potenziale elettrico applicato tra i due elettrodi del tubo per accelerare le cariche elettriche in direzione del target.
Il CTDIvol è circa proporzionale al quadrato della percentuale di variazione della Differenza
di Potenziale (misurata in kV) [33].
1.5.8 Modulazione e Riduzione della Dose
Le tecniche di Modulazione e Riduzione della Dose variano notevolmente in base al costruttore della TC, al modello ed alla versione del software.
Nella maggior parte dei casi i parametri tecnici (e quindi anche il CTDIvol) vengono adattati in maniera automatica allo scopo di raggiungere un livello prestabilito di qualità dell’immagine e di ridurre al minimo la dose erogata.
I tomografi di ultima generazione (come quelli utilizzati durante lo studio) presentano un
grado di controllare l’erogazione della corrente di tubo e modularla in base al diverso livello di attenuazione che il fascio di raggi X incontra durante il suo percorso.
I sistemi AEC si basano su tre diverse tipologie di modulazione:
§ Patient size modulation: i mA vengono regolati in base alle dimensioni del paziente, ottenute mediante l’acquisizione di uno scanogramma.
§ Z-axis modulation: dipende dall’attenuazione del fascio nei diversi distretti anatomici. Ad esempio, la corrente fornita per ottenere una scansione del torace sarà inferiore a quella utilizzata per il bacino. La TC, quindi, si basa su una mappa di attenuazione misurata lungo l’asse longitudinale del paziente durante l’esecuzione di uno scanogramma.
§ Rotational modulation: i mA vengono modulati in base all’angolo di proiezione, per ridurre i raggi emessi in ciascuna rotazione di tubo.
Fig. 1.15: Rappresentazione della modulazione angolare e longitudinale della corrente [33].
Oggi, le case costruttrici utilizzano sistemi di modulazione della dose combinati [25].
In particolare, nei macchinari General Electric, settando l’opzione “auto-mA” ad N (modalità Normale), si utilizzano valori di attenuazione ottenuti con lo scanogramma per:
- Aumentare la corrente nei punti a più alta attenuazione, ottenendo così una buona qualità dell’immagine;
- Diminuire la corrente nei punti a più bassa attenuazione, riducendo così la dose fornita al paziente e mantenendo il rumore nelle diverse immagini.
La Fig. 1.17 mostra uno tra gli studi encefalo analizzati. Si può notare la modulazione della corrente in base al profilo localizzatore Laterale e a quello Antero- Posteriore. Inoltre è raffigurata anche la corrente media (linea tratteggiata) e l’andamento della corrente media per sezione.
Fig. 16: Profilo dell’encefalo laterale (viola) ed antero-posteriore (arancio).
(Immagine tratta dal software DoseWatch)
Fig. 1.17: Modulazione automatica della corrente durante un esame TC encefalo. (Immagine tratta dal software DoseWatch).
La Fig. 1.19 mostra uno tra gli studi torace analizzati. Si può notare la modulazione della corrente in base al profilo localizzatore Laterale e a quello Antero- Posteriore. Inoltre è raffigurata anche la corrente media (linea tratteggiata) e l’andamento della corrente media per sezione.
Fig. 1.18: Profilo del torace laterale (viola) ed antero-posteriore (arancio). (Immagine tratta dal software DoseWatch).
Fig. 1.19: Modulazione automatica della corrente durante un esame TC torace. (Immagine tratta dal software DoseWatch).
A differenza dell’Intensità di Corrente, la Tensione non varia a seconda della posizione del tubo (angoli di proiezione) intorno al paziente. La Tensione al tubo per un paziente specifico (regione anatomica ed esigenza diagnostica), viene scelta e mantenuta costante per tutta l’acquisizione, sebbene possa essere variata per un’esigenza diagnostica diversa.
CAPITOLO 2 – IL SOFTWARE DOSEWATCH:
CARATTERISTICHE ED IMPIEGO
Tutto ebbe inizio nel 2008 a Strasburgo, dove circa 300 pazienti, sottoposti ad esame angiografico, a causa di un malfunzionamento del macchinario, che erogò una dose molto più alta della media, subirono danni alla pelle. In assenza di un sistema di monitoraggio, nessuno si rese conto dell’errore commesso e venne aperta un’indagine. In seguito a questo episodio, un fisico medico francese inventò “DoseWatch” ed avviò un progetto pilota all’Università di Strasburgo. Successivamente, il sistema venne acquisito da GE, che lo diffuse a livello mondiale.
La prima installazione in Italia risale al 2011.
2.1 Presentazione del software
Il software DoseWatch è un dispositivo medico di classe I nell’Unione Europea. E’ dotato del marchio CE in conformità dei requisiti applicabili della Direttiva sui dispositivi medici (MDD). Esso è inoltre considerato dispositivo medico nelle altre aree geografiche in cui viene reso disponibile.
Questo software è una soluzione di gestione della dose basata sul web che acquisisce, tiene traccia e segnala la dose di radiazione erogata direttamente dal dispositivo medico. Il prodotto supporta l’acquisizione continua dei dati da più dispositivi, in più modalità e indipendentemente dal fornitore del dispositivo. Il software permette ai professionisti sanitari di monitorare in modo ottimale l’esposizione alle radiazioni e il contrasto iodato iniettato ai pazienti, valutare le procedure utilizzate e apportare miglioramenti in modo che gli studi di imaging forniscano i vantaggi maggiori e il rischio minore per il paziente. Nello sviluppo di DoseWatch il paziente occupa una posizione centrale. Le sue funzioni sono state create appositamente per le esigenze specifiche dell’imaging medico e dei professionisti della sicurezza delle radiazioni responsabili della gestione della dose al paziente presso il sito. Gli utenti hanno a disposizione un insieme di strumenti progettati per semplificare il monitoraggio, la valutazione e il controllo dei parametri della dose. Le analisi pre-configurate, gli avvisi personalizzabili, i report automatici e il supporto per descrizioni di studi standardizzati (tramite il lessico di radiologia RadLex 1.0) consentono
una semplice assimilazione nel flusso di lavoro clinico di tutti i giorni [35].
DoseWatch è stato sviluppato su un’architettura client-server moderna e può essere avviato
2.2 Caratteristiche
DoseWatch offre:
• Tracciabilità della dosimetria del paziente;
• Acquisizione, registrazione e, in alcuni casi, calcolo delle metriche della dose in modo automatico;
• Gestione avanzata degli avvisi, che consente l’identificazione e il monitoraggio dei pazienti in base all’esposizione;
• Un insieme di strumenti avanzati che consentono l’esposizione del paziente alle radiazioni di livello ALARA (As Low As Reasonable Achievable) tramite l’ottimizzazione del protocollo e delle procedure;
• Rilevazione degli errori nelle procedure di imaging tramite un sistema di controllo della dose;
• Analisi rilevanti dei dati dosimetrici tramite moduli di analisi statistica e report automatici, per l’ottimizzazione del protocollo e delle procedure;
• Confronto dei livelli di riferimento diagnostici locali con gli standard nazionali. Prima di qualsiasi utilizzo clinico dei dati di DoseWatch bisogna assicurarsi che i valori segnalati dalla modalità e dal software siano coerenti. Infatti, può succedere che le informazioni sulla dose del paziente acquisite dal DoseWatch siano non corrette a causa di
un errore nell’applicazione dello standard Dicom da parte della modalità [36] .
2.3 Uso previsto
Il software DoseWatch è stato sviluppato per assicurare acquisizione e monitoraggio precisi dei dati dosimetrici dei pazienti esposti alle radiazioni o alle iniezioni di mezzo di contrasto nelle procedure di imaging medico.
Offre all’utente report e notifiche strutturati. Questi dati consentono di: • Valutare le proprie procedure e migliorarle nel tempo;
• Effettuare l’ottimizzazione della dose e del mezzo di contrasto, preservando la qualità dell’immagine necessaria;
• Anticipare gli effetti delle radiazioni sui pazienti;
2.4 Profilo dell’utente
Gli utenti di DoseWatch possono essere radiologi, tecnici, medici, soggetti competenti nella protezione dalle radiazioni e qualsiasi soggetto appartenente allo staff medico.
• Gli utenti del software dovrebbero avere una competenza di base dei principi fisici dei raggi X relativamente all’imaging medico, alle dosi di radiazioni e all’impiego di mezzo di contrasto;
• Gli utenti del software devono seguire dei corsi di formazione continui per essere adeguatamente preparati e sempre aggiornati;
• Gli utenti devono leggere e comprendere il “Manuale dell’operatore” prima di poter
utilizzare il software [36].
2.5 Popolazione di pazienti
Il software DoseWatch è stato sviluppato per fornire informazioni di dose per ogni paziente, indipendentemente dall’età, dal sesso e dal peso del paziente. Gli Avvisi possono essere personalizzati per adattarsi alle diverse popolazioni di pazienti con intervalli specifici di
peso, età, altezza e BMI [36].
2.6 Elementi di base dell’interfaccia utente
Per utilizzare il software è necessario disporre di un account utente con username e password (Fig. 2.1).
Fig. 2. 1: Schermata per l’accesso (Username e Password) al software DoseWatch.
Una volta effettuato l’accesso sarà possibile accedere alla home page del sistema DW (Fig. 2.2).
Fig. 2. 2: Home page del software DoseWatch.
Tale software per il monitoraggio della dose è stato collegato alla rete di Radiologia e riceve i dati dosimetrici in tempo reale, tramite l’interrogazione diretta dell’apparecchio utilizzato, o con un ritardo di qualche ora attraverso la lettura dei dati dall’header DICOM, ricavato con un’interrogazione al PACS.
Il funzionamento di questo software è strettamente correlato al funzionamento del RIS/PACS ed è quindi fondamentale l’assegnazione di un ID univoco al paziente in modo da poter ricostruire la sua storia dosimetrica e renderla disponibile al radiologo per le valutazioni relative alla giustificazione dell’indagine.
Il software è predisposto per la ricezione dei dati dosimetrici relativi alle seguenti modalità: TC, mammografia, radiologia interventistica e radio-fluoroscopia.
Quando vengono visualizzati i dati tabulari, i risultati sono ordinati in base alla colonna evidenziata in blu.
