Lavoro di diploma di Bixio Monti SSMT, 2011.

Radioprotezione e qualità d’immagine
Bixio Monti
Scuola Superiore Medico Tecnica
Locarno
Anno 2010-2011
COPERTINA ...................................................................................................................................... 1
INDICE ................................................................................................................................................ 2
ABBREVIAZIONI .............................................................................................................................. 3
ABSTRACT........................................................................................................................................ 4
1 INTRODUZIONE, OBIETTIVO E STRATEGIA ADOTTATA .................................................. 5
1.1 INTRODUZIONE ........................................................................................................................... 5
1.2 OBIETTIVO.................................................................................................................................. 6
1.3 METODO E STRATEGIA ADOTTATI ............................................................................................... 6
2 QUADRO TEORICO ..................................................................................................................... 7
2.1 D OSIMETRIA ............................................................................................................................... 7
2.2 D ANNI DA RADIAZIONI ................................................................................................................. 7
2.2.1 Danni deterministici......................................................................................................... 8
2.2.2 Danni stocastici................................................................................................................ 8
2.3 I PARAMETRI D'ESECUZIONE DELL'ESAME RADIOGRAFICO ........................................................ 9
2.3.1 Il funzionamento del tubo radiogeno ............................................................................ 9
2.3.2 Lo spettro d'emissione.................................................................................................. 11
2.3.3 Conseguenze delle scelte dei kV e dei mAs sulla dose erogata ...........................12
2.4 LE LEGGI SULLA RADIOPROTEZIONE ........................................................................................12
2.5 LA QUALITÀ DELL'IMMAGINE .....................................................................................................14
2.5.1 La radiazione diffusa.....................................................................................................14
2.5.2 Risoluzione spaziale .....................................................................................................14
2.5.3 Risoluzione di contrasto ...............................................................................................14
2.5.4 L'indice d'esposizione ...................................................................................................15
2.5.5 La griglia antidiffusione.................................................................................................15
3. RISULTATI ...................................................................................................................................16
3.1 ACQUISIZIONE DEI DATI ............................................................................................................16
3.2 TRATTAMENTO DATI..................................................................................................................19
3.3 RISULTATI .................................................................................................................................27
3.5 C ONCLUSIONI...........................................................................................................................30
RINGRAZIAMENTI .........................................................................................................................31
BIBLIOGRAFIA...............................................................................................................................32
2
Abbreviazioni
Sv
Sievert, unità di misura della dose equivalente
Gy
Gray, unità di misura della dose assorbita
kV
multiplo di Volt
mA
sottomultiplo di Ampere
mAs
millesimo di Ampere per secondo
TRM
Tecnico in Radiologia Medica
LrAP
Legge sulla radioprotezione
ROI
Region of Interest
SD
Deviazione standard
IE
Indice d’Esposizione
3
Abstract
Nell’osservare la realizzazione di alcune radiografie al torace tramite dispositivi
mobili, sono rimasto colpito dal fatto che, per compensare i tipici influssi degli
apparecchi mobili con conseguenze qualitativamente negative sull’immagine
radiografica, venissero a volte effettuate con dei parametri d’esecuzione differenti da
quelli normalmente usati, parametri che comportano un aumento di dose erogata al
paziente. Mi sono chiesto in quale misura vari la dose in funzione dei parametri
d’esecuzione e, rispettivamente, in quale misura varino i parametri qualitativi
dell’immagine radiografica prodotta.
Cercando di identificare le relazioni tra qualità dell’immagine e dosi mi sono prefisso
di trovare dei suggerimenti che vadano nella direzione della radioprotezione.
Sono state effettuate delle radiografie, tramite un sistema radiografico portatile, di un
fantoccio (ETR-1 Wellhofer) con differenti parametri d’esecuzione. Nel fantoccio sono
presenti delle strutture le cui immagini radiografiche permettono delle misure sulla
risoluzione spaziale e sulla risoluzione di contrasto. Sono stati registrati anche gli
indici d’esposizione e i parametri d’esecuzione dell’esame relativi ad ogni radiografia.
Con il dispositivo radiografico analizzato, 110kV si può ottenere, rispetto a 125kV, un
incremento nella risoluzione spaziale di circa l’8% senza significativi aumenti nella
dose erogata. A 100kV non si hanno, rispetto a 110kV, apprezzabili aumenti della
risoluzione spaziale nonostante un incremento nella dose del 21%. A 80kV si ha,
rispetto a 125kV, un incremento della risoluzione spaziale del 38% ma con un
incremento di dose del 213%.
4
1 Introduzione, obiettivo e strategia adottata
1.1 Introduzione
La motivazione del mio lavoro nasce dall'osservazione che nell'esecuzione delle
radiografie del torace al di fuori del reparto di radiologia, eseguite cioè tramite un
dispositivo radiografico mobile (come presso le cure intense e nelle varie sale del
pronto soccorso), al fine di ottenere delle immagini qualitativamente simili a quelle
ottenute nel reparto di radiologia con dispositivi radiografici fissi, a volte si ricorre alla
somministrazione al paziente di una dose più elevata.
La dose più elevata é cioè il lato negativo di un sistema che può venire utilizzato per
sopperire a quella serie di fattori, tipici dell'esecuzione delle radiografie tramite
dispositivi mobili, che influiscono negativamente sulla qualità dell'immagine prodotta.
Allo stato attuale la scelta dei parametri con cui si eseguono queste radiografie, e
dunque delle dosi somministrate ai pazienti, non sono protocollati e dipendono
dunque dalle scelte dei singoli TRM che le eseguono.
Quindi, oltre ad una possibile maggior dose al paziente, questa variazione delle dosi
si ripercuote in modo non prevedibile sul rapporto costi/benefici che tali radiografie
comportano. Il primo principio della radioprotezione prevede infatti che occorre
giustificare ogni irradiazione attraverso un preciso calcolo costi/benefici, ma se il
costo (la dose assorbita dal paziente) cambia in modo non prevedibile, allora anche
la stessa giustificazione con cui si esegue la radiografia ne risente. I principi della
radioprotezione rendono anche attenti alla necessità di eseguire le radiografie con la
minima dose possibile.
Visti i danni che provocano le radiazioni e credendo importante uno sforzo verso una
possibile ottimizzazione delle dosi mi sono quindi chiesto se fosse possibile cercare
di ottimizzare la radioprotezione del paziente pur mantenendo una certa qualità
d’immagine.
5
1.2 Obiettivo
Identificare e quantificare le relazioni tra parametri d’esecuzione (kV, mAs), dosi
erogate, risoluzione spaziale e di contrasto, indice d’esposizione, in modo da poter
determinare delle possibili soluzioni per valorizzare la radioprotezione del paziente
per quanto riguarda le radiografie del torace eseguite tramite un dispositivo
radiografico mobile.
1.3 Metodo e strategia adottati
In un primo tempo è stato utilizzato un fantoccio antropomorfo ma le successive
analisi non hanno permesso di trarne conclusioni significative. Perciò si è resa
necessaria una seconda serie di acquisizione dei dati tramite un fantoccio che
permettesse di misurare sia la risoluzione spaziale che la risoluzione di contrasto.
Sono state eseguite delle serie di radiografie del fantoccio. Le radiografie sono state
eseguite con differenti parametri di esecuzione. Le serie differiscono tra di loro
secondo il parametro “kV”, ossia la tensione applicata al dispositivo radiogeno (serie
1: 80kV, serie 2: 100kV, serie 3: 110kV, serie 4: 115kV, serie 5: 125kV). Per ogni serie
sono state eseguite più radiografie modificando il parametro “mAs”, ossia la quantità
di radiazioni prodotte.
Per poter comparare tra di loro le radiografie in funzione del solo parametro “kV” si è
reso necessario avere una singola immagine per ognuna delle serie. Si tratta cioè di
ricostruire i dati che corrispondono al parametro “mAs” ideale per avere una
esposizione ottimale. Infatti è la combinazione ideale tra i due parametri di
esecuzione che stabilisce il corretto indice di esposizione. Che non sempre sia
possibile ottenere questa combinazione ideale è dovuto al fatto che il dispositivo
radiografico permette unicamente la scelta di valori mAs discreti. Per ricostruire
questi dati sono state perciò analizzate le relazioni tra i parametri di esecuzione (kV,
mAs), l’indice di esposizione e i risultati misurati.
In seguito è stato possibile confrontare tra loro le caratteristiche qualitative e
dosimetriche di ogni serie.
6
2 Quadro teorico
2.1 Dosimetria
Per poter quantificare le conseguenze delle radiazioni sulla materia sono state
definite due grandezze:
- La dose assorbita (A), misurata in Gray (Gy), quantifica l’energia scaricata da una
radiazione su una data massa (1 Gy = 1 J/Kg).
- La dose equivalente (H), misurata in Sievert (Sv), quantifica il danno biologico che
una data dose assorbita produce sull’organismo. Essa considera anche il tipo di
radiazione, infatti radiazioni differenti come ad esempio le radiazioni α e X producono
sull’organismo danni diversi a parità di dose assorbita.
Vale infatti la seguente relazione: H[Sv] = A[Gy] . Wr[Sv/Gy]. Wr é detto fattore di
ponderazione della radiazione e dipende dalla dannosità biologica delle radiazioni,
per quanto riguarda i raggi X é stato fissato a 1 Sv/Gy.
Una radiografia del torace in posteroanteriore richiede, secondo i valori di riferimento
europei, 0.3 mSv.
2.2 Danni da radiazioni
I danni da radiazione dipendono dall’energia che esse rilasciano nella materia che
attraversano.
Una prima classificazione dei danni é tra somatici e genetici. I danni somatici si
hanno quando l’interazione é con un tessuto biologico qualsiasi mentre i danni
genetici si hanno quando ad essere interessato é l’apparato riproduttore e il danno si
verifica sulla progenie.
I danni somatici si distinguono inoltre in due grandi gruppi:
7
2.2.1 Danni deterministici
Causano una degenerazione dei tessuti, sono caratterizzati da una precisa soglia di
dose oltre la quale si manifestano con certezza determinate patologie. La dose soglia
dipende da molti fattori ma può indicativamente essere posta, nel caso di una singola
irradiazione, a 1Sv.
La loro comparsa può essere immediata o comunque palesarsi entro brevi periodi, a
dipendenza della dose. Precocità e gravità delle patologie indotte sono proporzionali
alla dose.
Essendo i valori soglia ben al di sopra delle dosi utilizzate in radiodiagnostica questo
argomento non é ulteriormente trattato in questo lavoro.
2.2.2 Danni stocastici
Non sono caratterizzati da soglie ma sono il risultato della somma di tutte le
radiazioni assorbite nel corso della vita: non richiedono il superamento di una certa
soglia per potersi manifestare.
Sono a carattere probabilistico ma la loro insorgenza aumenta con l'aumentare della
dose. Una maggior dose non causa maggiori danni, ma solo un aumento della
probabilità di manifestazione.
Consistono in danni al nucleo cellulare e in particolare al DNA. La loro comparsa
avviene dopo anni, a volte dopo decenni dall'irradiazione.
É importante capire che sono il risultato di ogni minimo contributo di dose, ci danno
quindi l’informazione che qualsiasi irradiazione, seppur apparentemente
insignificante, va se possibile evitata.
Di questa categoria fanno parte sia i danni somatici che quelli genetici. Per quanto
riguarda i danni genetici stocastici possiamo distinguere inoltre tra aberrazioni
cromosomiche, quali malformazioni congenite, e mutazioni genetiche, quali
l’aumentata frequenza delle naturali mutazioni tra una generazione e l’altra.
8
2.3 I parametri d'esecuzione dell'esame radiografico
I parametri d'interesse per il mio lavoro sono quelli che l'operatore, il Tecnico di
Radiologia Medica, sceglie durante l'esecuzione dell'esame, nello specifico i kV e i
mAs.
2.3.1 Il funzionamento del tubo radiogeno
Per capire meglio il significato di kV e mAs trattiamo brevemente il funzionamento del
tubo radiogeno di cui vediamo uno schema:
Figura 1
Sul catodo K é presente una spiralina (come nelle vecchie lampadine ad
incandescenza) che, alimentata da una tensione Uh, per effetto Edison (detto anche
effetto termoelettrico o ancora effetto termoionico)1 produce una nube di elettroni
proporzionale ai mAs impostati. Questi elettroni vengono prodotti nella fase
precedente l'esposizione radiografica e al momento dello “scatto” vengono accelerati
in direzione dell'anodo A dall'applicazione di una alta tensione tra anodo e catodo,
questa alta tensione Ua é definita dal parametro kV. La durata di questa
accelerazione dipende anch'essa dagli mAs impostati, in quanto sono il prodotto dei
mA per un secondo d'esposizione. Dato che l'esposizione per motivi di praticità non
può durare un intero secondo, i mA verranno aumentati dalla macchina in maniera
1
http://it.wikipedia.org/wiki/Effetto_termo ionico
9
indirettamente proporzionale alla diminuzione della durata dell'esposizione stessa.
Esposizioni prolungate possono infatti introdurre sull'immagine delle sfumature
cinetiche, ovvero risentire dei fisiologici movimenti degli organi.
Per completezza d'informazione, due sono i modi con cui la radiazione X viene
prodotta, dipendenti da come l'elettrone interagisce con il materiale metallico
dell'anodo:
1. L'elettrone interagisce con il campo elettrico di un nucleo di un atomo subendo una
decelerazione ed una relativa perdita d'energia che viene emessa sotto forma di
fotoni X. Questo fenomeno é noto come l'effetto di frenamento 2.
2. L'elettrone interagisce con uno degli elettroni più interni di un atomo dell'anodo:
l'elettrone viene diffuso fuori dall'atomo e produce una vacanza elettronica, un vuoto
che viene subito riempito da un elettrone che si trova in un'orbita più esterna. Nel
cambio d'orbita, essendoci tra le due orbite una differenza energetica, l'elettrone che
ne prende il posto emette a sua volta un fotone con energia corrispondente alla
differenza energetica tra le due orbite. Questo fenomeno prende il nome di
radiazione caratteristica 3 e dipende strettamente dal tipo di materiale bersaglio e dai
suoi livelli energetici.
Figura 2
I raggi X generati sono in quantità direttamente proporzionale ai mAs i mpostati e con
2
3
http://it.wikipedia.org/wiki/Bremsstrahlung
http://en.wikipedia.org/wiki/X-ray_fluorescence#Characteristic_radiation
10
energia direttamente proporzionale al valore kV impostato.
I kV determinano cioè l'energia del fascio di raggi X, più alti i kV, più alta l'energia del
fascio radiante.
I mA determinano invece la quantità di raggi X prodotti, più alti i mA, più raggi
vengono prodotti.
2.3.2 Lo spettro d'emissione
Ho deciso di illustrare brevemente lo spettro d’emissione del tubo radiogeno per far
comprendere che anche con scelte di kV elevati abbiamo comunque la generazione
di raggi X a bassa energia.
L'energia del fascio radiante come abbiamo visto é in relazione al valore dei kV
impostati. Dato però che i fenomeni di generazione della radiazione non avvengono
sempre allo stesso modo, ovvero nel caso del frenamento, data la sua traiettoria,
l'elettrone non cede sempre la stessa quantità d'energia, abbiamo uno spettro
d'emissione che considera una grande variabilità energetica. Nel grafico sottostante
é riportato lo spettro d'emissione di un tubo radiogeno con anodo in tungsteno ed
una tensione applicata di 100kV:
Figura 3
Per diminuire il contributo dei raggi con poca energia, il cui influsso sulla formazione
dell’immagine è minore, l’apparecchio radiografico prevede, per legge, una filtrazione
tramite uno spessore minimo di alluminio di 2.5mm. Questo spessore limita in
maggior misura i raggi con energie basse rispetto a quelli con energie alte.
11
L'energia media dei fotoni emessi é 2/3 del valore dei kV impostati.
2.3.3 Conseguenze delle scelte dei kV e dei mAs sulla dose erogata
A dipendenza dell'energia del fascio radiante e della sua intensità, che come
abbiamo visto sono rispettivamente riconducibili ai parametri kV e mA, la radiazione
X interagisce in modo differente quando attraversa la materia.
Alti valori energetici (parametro kV elevato) conferiscono al fascio radiante una
elevata capacità di penetrazione, ciò significa che la sua probabilità d'interagire con
la materia é bassa. La loro bassa probabilità d'interazione con la materia determina
una ugualmente bassa cessione d'energia. Nonostante quindi che il loro potenziale
energetico sia elevato, la quantità di energia che scaricano sulla materia é
relativamente bassa.
Al contrario, fasci di radiazione con energie basse subiranno nel loro attraversare la
materia molte più interazioni ed andranno di conseguenza a scaricare in proporzione
molta più energia.
2.4 Le leggi sulla radioprotezione
A livello di direttive europee, in riferimento alla radiodiagnostica per immagini:
“Le esposizioni mediche di cui all'articolo 1, paragrafo 2 devono mostrare di essere
sufficientemente efficaci mediante la valutazione dei potenziali vantaggi diagnostici o
terapeutici complessivi da esse prodotti, inclusi i benefici diretti per la salute della
persona e della collettività, rispetto al danno alla persona che l'esposizione potrebbe
causare, tenendo conto dell'efficacia, dei vantaggi e dei rischi di tecniche alternative
disponibili, che si propongono lo stesso obiettivo ma che non comportano
un'esposizione, ovvero comportano un'esposizione inferiore alle radiazioni
ionizzanti”4
A livello Svizzero, la legge federale sulla radioprotezione, all'articolo 5, stabilisce che:
“Un’attività è giustificata, ai sensi dell’articolo 8 LRaP, qualora i vantaggi ad essa
4
Direttiva europea 97/43/Euratom
http://eurlex.europa.eu/LexUriServ/LexUriS erv.do?uri=CELE X:31997L0043:IT: HTML, 1.2011
12
connessi superino nettamente gli svantaggi dovuti alle irradiazioni e qualora non
siano disponibili soluzioni complessivamente più favorevoli all’uomo e all’ambiente
che non comportino esposizione a radiazioni.”5
Mentre l'articolo 6 della stessa legge specifica:
“Per attività giustificate la radioprotezione è ritenuta ottimale qualora:
a. le diverse soluzioni adeguate siano state valutate e confrontate dal punto di vista
della radioprotezione;
b. sia possibile ricostruire il processo decisionale che ha portato alla soluzione
scelta;
c. si sia tenuto conto del rischio di incidente e dello smaltimento delle sorgenti
radioattive.”6
La legge sulla radioprotezione prevede dunque che ogni somministrazione di
radiazioni a scopi medici debba essere giustificata da un preciso calcolo
costi/benefici che allo stato attuale, come visto sopra, non é ottimale.
Stabilisce che la dose somministrata al paziente sia la più bassa possibile.
Stabilisce che si devono valutare diverse soluzioni per l’esecuzione dell’esame (ad
es. scelta dei kV per avere comunque una qualità accettabile).
Interessante per la giustificazione del mio lavoro di diploma anche il punto b.
dell'articolo 6 della LrAP in quanto la variabilità soggettiva dei parametri d'esecuzione
degli esami radiografici in questione non permette la ricostruzione del processo
decisionale che ha portato alla richiesta di una radiografia.
5
6
Art 5 della LraP http://www.admin.ch/ch/i/rs/814_501/a5.html, 1.2011
Art 6 della LraP http://www.admin.ch/ch/i/rs/814_501/a6.html, 1.2011
13
2.5 La qualità dell'immagine
La qualità dell'immagine ottenuta con dispositivi mobili dipende da differenti fattori.
Quelli considerati in questo lavoro comprendono unicamente i parametri
d’esecuzione. Altri fattori, come ad esempio la perpendicolarità tra il fascio radiante
centrale e il piano d’esposizione, vengono mantenuti in questo studio costanti e
quindi resi ininfluenti sui risultati.
2.5.1 La radiazione diffusa
Nel passaggio dei raggi X nella materia, alcuni di essi interagiscono e perdono la loro
energia causando la produzione di fotoni la cui traiettoria é deviata rispetto al fascio
primario. Questi raggi non contengono informazione utile alla costituzione
dell'immagine e si dicono radiazione diffusa. La radiazione diffusa risulta
sull'immagine come rumore e produce una diminuzione nella risoluzione spaziale e di
contrasto.
Per ridurre questa conseguenza si ricorre in genere a griglie antidiffusione.
L’altro accorgimento possibile é quello di diminuire il valore dei kV in modo che si
generi una quantità di radiazione diffusa minore.
2.5.2 Risoluzione spaziale
La risoluzione spaziale è la capacità di un sistema di imaging di distinguere tra di loro
dei punti di un oggetto che sono separati da una piccola distanza, come due punti
adiacenti. Il termine risoluzione o distanza minima risolvibile è la distanza minima tra
oggetti distinguibili di un immagine per cui gli oggetti rimangono distinguibili..
È anche misurabile e definibile in qualità di numero di linee (distinguibili) per
millimetro.
È un indice di qualità di tutto il processo che porta alla formazione dell'immagine.
2.5.3 Risoluzione di contrasto
La risoluzione di contrasto è la capacità di un sistema di imaging di distinguere tra le
differenze in intensità di un'immagine. E' la capacità di distinguere tra loro strutture
vicine con intensità differenti, o altrimenti la più piccola variazione di intensità rilevata.
14
È un indice di qualità di tutto il processo che porta alla formazione dell'immagine.
2.5.4 L'indice d'esposizione
L'indice d'esposizione è un valore che tiene conto della quantità d'esposizione
ricevuta dal detettore. Si basa su un calcolo della media dei valori di tutti i pixel
dell'immagine. Tiene conto quindi delle aree di sovra e di sottoesposizione e ritorna
un indice globale di qualità dell'immagine. L’indice di esposizione è dunque un indice
della qualità dell’immagine che deve rimanere entro certi limiti, stabiliti dalla casa che
ha prodotto apparecchiature e software. Il range ottimale dell’indice d’esposizione,
nel caso di un sistema Philips, vanno da 300 a 320.
2.5.5 La griglia antidiffusione
La griglia antidiffusione è composta da una serie di lamelle radioopache (in piombo)
intercalate da lamelle radiotrasparenti. In questo modo la radiazione che è parallela
alla griglia viene lasciata passare mentre quella che presenta un certo angolo minimo
con la griglia viene fermata.
Le peculiarità costruttive della griglia antiradiazione diffusa utilizzata in questo studio,
in particolare il come é costruita (numero di lamine di piombo, il loro spessore e la
loro altezza che in un sistema mobile sono mediate dalla necessità di ridotte
dimensioni e ridotto peso per questioni di portabilità) e il fatto che sia fissa,
influiscono negativamente sulla capacità di filtrazione della radiazione diffusa rispetto
ad una griglia mobile di un sistema radiografico fisso.
Il limite rappresentato dal modo in cui é costruita riguarda il potere di fermare la
radiazione diffusa superiore a 80kV. L'energia media della radiazione diffusa prodotta
dall'interazione con il corpo del paziente é di circa 2/3 di quella del raggio primario.
Da questo si può immaginare che già a 120Kv la griglia é posta davanti ai suoi limiti.
Il fatto inoltre che la griglia fissa non sia di tipo mobile influisce negativamente
sull'immagine togliendo informazione in punti fissi, corrispondenti alla posizione delle
lamelle di piombo.
Le griglie portatili offrono dunque una minore capacità di filtrazione della radiazione
diffusa rispetto quelle mobili dei dispositivi radiografici fissi all'interno del reparto di
radiologia. A causa di questo si verifica, sull'immagine prodotta, una minore
risoluzione spaziale e di contrasto, dipendente dalla maggior percentuale di
radiazione diffusa non filtrata.
15
3. Risultati
3.1 Acquisizione dei dati
Le radiografie sono state eseguite con l’ausilio di un fantoccio ETR-1 della ditta
Wellhofer7 e di un filtro di 20 cm di acqua, posto tra il fantoccio ed il tubo radiogeno,
per riprodurre la generazione di radiazione diffusa di un paziente standard. Il
fantoccio ETR-1 della Wellhofer dispone di una serie di strutture in metallo la cui
immagine radiografica permette di valutare i parametri di qualità dell’intero processo
che porta all'immagine, come la risoluzione spaziale, la risoluzione di contrasto, la
perpendicolarità del fascio e la distorsione dell'immagine.
Figura 4
Le strutture relative alla risoluzione spaziale sono dei gruppi di tre linee metalliche
7
http://www.elimpex.com/companies/scanditonixwellhoefer/testset.htm, 1.2011
16
distinti tra di loro dalla differente distanza tra le linee e loro spessore. Ad ogni gruppo
corrisponde un valore che gli é adiacente, presente sotto forma di numero in metallo,
che indica di quel gruppo il numero di linee per mm.
Di seguito viene riportata una fotografia della parte del fantoccio che serve per la
misura della risoluzione spaziale e la sua immagine radiografica.
Figura 5
Figura 6
Di queste strutture, una volta ottenuta un’immagine radiografica, ne viene valutata la
visibilità: il gruppo di linee più piccole che si possono ancora distinguere tra di loro
determina la risoluzione spaziale.
17
Le strutture relative alla risoluzione di contrasto sono una serie di differenti spessori
metallici di rame, che vediamo in questa immagine radiografica.
Figura 7
Su questa scala di grigi è possibile eseguire delle misure sulla risoluzione di
contrasto tramite le ROI (vedi punto 3.2).
La perpendicolarità del fascio viene verificata controllando che le immagini dei due
concentrici cilindri metallici al centro del fantoccio non si sovrappongano.
La distorsione dell’immagine viene verificata accertandosi che non ci siano
distorsioni nel reticolo o nei cerchi concentrici dell’immagine.
Per semplificare la procedura di posizionamento e renderla il più riproducibile
possibile, fantoccio e spessore di acqua sono stati fissati tra di loro e sul piano di
esposizione (cassetta radiografica per il sistema mobile o detettore digitale per il
sistema fisso) è stata marcata la posizione del fantoccio.
La distanza tra tubo radiogeno e superficie dello spessore di acqua è stata
mantenuta fissa a 1.2m e la posizione del tubo radiogeno del sistema portatile è
stata controllata tramite una livella a bolla in modo da rendere il raggio centrale della
radiazione perpendicolare al rilevatore di immagine.
Per ogni radiografia è stato registrato l’indice d’esposizione ed i parametri
d’esecuzione (kV, mAs).
Sono state eseguite delle radiografie anche tramite un dispositivo radiografico fisso,
questo per avere dei dati che permettessero di confermare alcune particolarità e per
avere un’idea dei parametri qualitativi di un’immagine eseguita in condizioni ideali.
18
3.2 Trattamento dati
Per poter valutare la ripetibilità delle misure dell’indice della risoluzione di contrasto
sono state eseguite e confrontate tra loro 10 misure di una medesima struttura: sono
state tracciate delle ROI8 su un singolo grigio della scala di grigi della Figura 7
(pagina 18).
I valori ottenuti dimostrano variazioni al di sotto delle variazioni registrate a causa del
cambiamento dei parametri d’esecuzione.
Valori ottenuti:
numero misura
valore SD
0
58.9
1
58.9
2
59.0
3
58.7
4
58.6
5
59.2
6
58.6
7
59.0
8
59.2
9
59.2
Tabella 1
Media: 58.93
Deviazione standard: 0.24
Dalle immagini delle strutture metalliche di differente spessore (Figura 7) si
ottengono delle immagini che idealmente dovrebbero essere una scala di precisi
livello di grigi uniformi, ma data la radiazione diffusa presenteranno una certa
variazione nei pixel che ne compongono l’immagine generata. Questa variazione,
indice della risoluzione di contrasto, viene quantificata tracciando sull’immagine
radiografica una ROI che permette di calcolare il valore medio dei pixel contenuti e la
deviazione standard dei pixel rispetto quel valore. Sono state tracciate 3 ROI circolari
per i corrispondenti valori relativi agli spessori metallici di rame (0mm, 0.3mm e
0.6mm): SD0, SD0.3 e SD0.6. Le ROI, di dimensione fissa 0.8663 cm^2, vengono
tracciate al centro delle immagini prodotte dai diversi spessori.
Le immagini delle linee (Figura 6) permettono invece di valutare la risoluzione
spaziale, infatti più alta é la risoluzione più si riesce a distinguere tra di loro le linee
delle serie di linee più ravvicinate. Il numero che si trova a fianco del più piccolo
8
Una Region Of Interest è una figura chiusa che si può disegnare sull’immagine e che permette di
effettuare delle misure sui pixel che vi sono contenuti. La ROI può essere disegnata a mano libera o
avere forme geometriche semplici preimpostate.
19
gruppo di linee che sono ancora distinguibili tra di loro determina la risoluzione
spaziale. Queste misure sono state effettuate per cinque volte senza riscontrare
discrepanze tra una e l’altra.
Per poter comparare tra di loro le radiografie occorre un indice che ne attesti la
qualità in generale, come l’indice d’esposizione (IE). Idealmente andrebbero
comparate tra loro immagini con indici d’esposizione uguali. Non disponendo della
possibilità di ottenerle (a causa dei valori discreti dei mAs) ho eseguito delle
regressioni per poter ricostruire i dati mancanti alla comparazione. Per fare questo
sono ricorso all’indice d’esposizione: per capire come l’IE si comporta in funzione
degli altri parametri sono stati eseguiti delle regressioni per ottenere delle formule per
potere interpolare i valori intermedi. E’ stato dunque possibile ricostruire la dose, il
valore dei mAs corrispondenti ad un certo IE, i valori della SD corrispondenti ad un
determinato mAs e i valori della risoluzione spaziale corrispondenti ad un certo kV. È
stato cosi possibile confrontare tra di loro dei dati corrispondenti ad un preciso IE, in
particolare la dose ed i mAs necessari per un dato IE.
Per stabilire la dose superficiale in entrata ho utilizzato una formula dell’Ufficio
Federale della Sanità Pubblica 9 che, nonostante presenti una precisione assoluta
media del ±30%, permette di comparare con precisione le differenze relative di dose:
D 0 [ mGy ]
U [ kV ]
K [ mGy / mAs ].(
2
) .Q [ mAs ].(
100 [ kV ]
1[ m ]
2
) . RSF
DFS [ m ]
Equazione 1
U: tensione di picco in kV
Q: corrente del tubo come prodotto mA per il tempo d’esposizione in secondi
DFS: distanza tubo radiogeno – superficie
K: costante caratteristica dell’impianto radiogeno
RSF: fattore di retrodiffusione, normalmente pari a 1.35
Necessitando unicamente di un rapporto tra le varie dosi e non del loro valore
assoluto, nei calcoli non è stato necessario conoscere la costante K del tubo
radiogeno ed il fattore di retrodiffusione RSF.
9
Circolare R-06-04 www.bag.admin.ch, 1.2011
20
Segue la tabella con i dati misurati, le prime due colonne contengono i parametri di
esecuzione.
Tabella 2
21
Le dosi nella precedente tabella sono state calcolate grazie alla Equazione 1 di
pagina 20 e sono state arbitrariamente normalizzate ad 1 sul valore 125kV con 3.2
mAs.
Di seguito sono riportati i grafici, basati sulla precedente tabella, delle relazioni tra
dose ed indice d’esposizione con le relative formule di interpolazione e l’indice di
correlazione utilizzati per calcolare i dati della Tabella 3 che segue a pagina 26. In
questi grafici si nota come l’indice di esposizione sia correlato con la dose assorbita
in modo pressoché perfetto, infatti l’indice di correlazione media
è 0.973 che
corrisponde ad un indice di 0.987. Normalmente si ritiene una correlazione valida
se l’indice è superiore a 0.4. La correlazione risulta perfetta se r=1.
Tramite questi grafici è stato possibile ricostruire la dose necessaria per un
indice di esposizione ideale.
indice esposizione
80kV
400
300
200
100
0
y = 129.34x + 42.451
r² = 0.889
0.00
1.00
2.00
3.00
dose relativa
indice esposizione
100kV
800
600
400
200
0
y = 236.16x + 34.707
r² = 0.9917
0.00
1.00
2.00
3.00
dose relativa
indice esposizione
110kV
800
y = 275.39x + 44.519
r² = 0.9947
600
400
200
0
0.00
1.00
2.00
dose relativa
22
3.00
indice esposizione
115kV
800
y = 265.48x + 55.229
r² = 0.9953
600
400
200
0
0.00
1.00
2.00
3.00
dose relativa
indice esposizione
125kV
600
y = 312.21x + 7.8911
r² = 0.9983
400
200
0
0.00
0.50
1.00
1.50
2.00
dose relativa
Figura 8
Seguono i grafici di correlazione tra la SD e i mAs dove si nota la corrispondenza tra
il parametro mAs e l’indice sulla risoluzione di contrasto SD. L’indice medio di
correlazione
e’ pari a 0.91 ed 0.95.
Tramite questi grafici è stato possibile ricostruire la SD corrispondente ad un
certo valore di mAs.
80kV
100.00
S 80.00
D 60.00
40.00
0.0
10.0
20.0
mAs
23
30.0
y = 0.5675x 2 - 16.094x +
163.5
r² = 0.8539
100kV
y = 0.1474x 2 - 3.9993x + 71.1
r² = 0.9193
70.00
S 60.00
D 50.00
40.00
0.0
5.0
10.0
15.0
mAs
110kV
y = 0.5085x 2 - 7.7301x + 76.359
r² = 0.9037
60.00
55.00
S
50.00
D
45.00
40.00
0.0
5.0
10.0
15.0
mAs
115kV
y = 0.6567x 2 - 8.9556x + 77.094
r² = 0.8683
60.00
55.00
S
50.00
D
45.00
40.00
0.0
5.0
10.0
mAs
125kV
y = 3.6686x 2 - 28.714x + 106.42
r² = 1
60.00
55.00
S
50.00
D
45.00
40.00
0.0
2.0
4.0
6.0
mAs
Figura 9
Infine i grafici relativi alle corrispondenze tra indice di esposizione e risoluzione
spaziale. In questo ultimo caso i valori di r sono, seppur non ottimali, accettabili per
affermare che esiste una relazione:
è 0.554 e 0.744. La spiegazione del valore
non ottimale è che, nella analisi della risoluzione spaziale, nella fase di lettura dei
risultati alcuni valori sono stati sottostimati ed alcuni sovrastimati: infatti i valori
leggibili sulle immagini sono discreti (vedi Figura 5, pagina 17).
24
y = 562x - 1302
r² = 0.585
80kV
400
IE
300
200
100
0
2.4
2.5
2.6
2.7
2.8
2.9
Risoluzione Spaziale
100kV
y = 749.17x - 1402.2
r² = 0.5868
800
IE
600
400
200
0
2.1
2.2
2.3
2.4
2.5
2.6
Risoluzione Spaziale
110kV
y = 874.17x - 1647.2
r² = 0.6241
800
IE
600
400
200
0
2.1
2.2
2.3
2.4
2.5
2.6
Risoluzione Spaziale
115kV
y = 985x - 1699
r² = 0.4271
800
IE
600
400
200
0
1.95
2
2.05
2.1
2.15
Risoluzione Spaziale
25
2.2
2.25
125kV
y = 775x - 1300
r² = 0.5456
600
IE
400
200
0
1.95
2
2.05
2.1
2.15
2.2
2.25
Risoluzione Spaziale
Figura 10
Nella seguente tabella vengono riportati, per ogni valore del parametro kV, i valori
calcolati grazie alle regressioni:
Tabella 3
In questa ultima tabella sono riportati unicamente i dati ricostruiti, in modo da avere
sempre lo stesso Indice di Esposizione.
I dati ricostruiti sono le caratteristiche dosimetriche e qualitative di ipotetiche
immagini aventi un indice di esposizione ideale, in modo da poterle comparare
tra di loro.
26
3.3 Risultati
L’indice della risoluzione di contrasto SD non si comporta come aspettato. Dovrebbe
infatti aumentare all’aumentare del valore dei kV, come confermato da acquisizioni
effettuate con un dispositivo fisso. Dai risultati ottenuti con il dispositivo mobile non lo
si può quindi confermare.
Sistema radiografico mobile:
Tabella 4
Sistema radiografico fisso:
Tabella 5
27
Una possibile spiegazione dell’inconsistenza dell’indice SD risiede nel
riposizionamento cassetta-fantoccio che occorre effettuare, unicamente con il
dispositivo mobile, tra una acquisizione e l’altra: è infatti possibile che seppure
piccole variazioni nella geometria influiscano sui risultati.
E’ da notare comunque che la risoluzione di contrasto, nel caso di radiografie del
torace, non ha particolarmente importanza in quanto il parenchima polmonare
presenta già un forte contrasto con l’aria contenuta nei polmoni. Si può quindi
affermare che nel caso specifico di questo lavoro la risoluzione spaziale è la
componente più importante nella determinazione della qualità dell’immagine
prodotta.
Risoluzione Spaziale (ln/mm)
La risoluzione spaziale mostra una chiara proporzionalità inversa con il parametro
kV, ossia aumenta al diminuire del valore dei kV.
Risoluzione spaziale - kV
3.00
R² = 0.8898
2.50
2.00
1.50
70
80
90
100
110
120
130
Tensione (kV)
Figura 11
Come si vede nella figura 11 esiste una chiara correlazione anche tra i valori
ricostruiti della risoluzione spaziale e i valori dei kV. Il corrispondente indice di qualità
della correlazione è 0.94.
Per quanto riguarda la dose, rispetto a 125kV, si nota un significativo incremento a
80kV (+100%), mentre a 100kV aumenta del 20% e sembra rimanere invariata tra
110 a 125kV.
28
kV/Dose
2.50
2.00 D
o
1.50
s
e
1.00
0.50
130
110
90
kV
Figura 12
29
70
3.5 Conclusioni
• Con il sistema radiografico portatile analizzato, si evidenzia che a 110kV si può
ottenere, rispetto a 125kV, un incremento nella risoluzione spaziale di circa l’8%
senza però dover aumentare in modo significativo la dose erogata. Questo risultato
mostra come sia possibile, rispetto ad una acquisizione a 125kV, aumentare la
qualità dell’immagine senza aumentare la dose assorbita dal paziente.
• A 100kV non si hanno, rispetto a 110kV, apprezzabili aumenti della risoluzione
spaziale nonostante un incremento nella dose del 21%. Questo risultato dimostra i
vantaggi della scelta dei 110kV rispetto a 100kV.
• A 80kV si ha, rispetto a 125kV, un incremento della risoluzione spaziale del 38%
(valore che corrisponde alla risoluzione spaziale ottenibile con il dispositivo fisso) ma
con un incremento di dose del 213%, sempre rispetto a 125kV.
30
Ringraziamenti
Al professor F. Bezzola, per i suggerimenti.
Al Signor D. Gatti, per aver fornito il secondo fantoccio.
Al reparto di radiologia dell’Ospedale regionale di Bellinzona e Valli, in particolar
modo al capo reparto F. Mascaro per la disponibilità dell’apparecchio radiografico
portatile.
Al reparto di radioterapia dell’Ospedale regionale di Bellinzona e Valli, per la
disponibilità del fantoccio antropomorfo.
Al professor C. Naiaretti, per le indicazioni metodologiche.
Al professor G. Pioda, per i consigli su come trattare i dati.
Al reparto di radiologia dell’Ospedale Civico di Lugano, in particolare al capo reparto
E. Rezzonico, per la disponibilità dell’apparecchio radiografico portatile e fisso.
31
Bibliografia
Ordinanze:
UFSP, Divisione radioprotezione. Ordinanza sulla radioprotezione (OraP) del
22.6.1994 (stato al 1 gennaio 2008).
Materiale in rete:
A pilot study of chest X-ray doses and dose variability within the West Midlands
Regional Health Authority, http://iopscience.iop.org/. Visitato il 2.10.2010
Direttiva europea 97/43/Euroatom,
http://www.salute.gov.it/ipocm/resources/documenti/Direttiva_97-43.pdf. Visitato il
5.10.2010
Patient dose optimization in plain radiography based on standard exposure factors,
http://bjr.birjournals.org/cgi/content/full/77/922/858 . Visitato il 5.10.2010
A phantom for dose-image quality optimization in chest radiography,
http://bjr.birjournals.org/cgi/content/full/75/898/837 , Visitato il 5.10.2010.
Commissione Europea, sezione Ambiente, Linee guida per I livelli diagnostici di
riferimento (LDR) nelle esposizioni a scopo medico,
http://ec.europa.eu/energy/nuclear/radioprotection/publication/doc/109_it.pdf . Visitato
il 27.03.2011
Direttiva europea 97/43/Euratom,
http://eurlex.europa.eu/LexUriServ/LexUriServ.do?uri=CELEX:31997L0043:IT:HTML.
Visitato il 1.1.2011
32