Dose agli organi e dose efficace derivante da esami di tomografia computerizzata: valutazione e confronto fra metodi di calcolo

 6
progressi si sono compiuti in merito negli ultimi anni.  
Il National Radiological Protection Board (NRPB) inglese ha calcolato 
che solo il 2% di radiazioni sono emesse da tomografi computerizzati, ma 
contribuiscono per il 20% sulla dose collettiva in tutte le procedure 
diagnostiche radiografiche 
(2)
. 
Conclusioni simili arrivano anche dalla Danimarca: nel Report di 
Dicembre 1995, l’Università di Aarhus sottolinea che la dose efficace 
per alcuni esami TC può eccedere i 20 mSv e gli esami TC 
contribuiscono alla dose collettiva per una percentuale superiore al 20% 
rispetto agli esami radiologici convenzionali
(3)
. 
Da qui l’esigenza di adottare delle misure atte a diminuire l’esposizione 
radiologica, fino al minimo possibile, compatibilmente con le finalità 
mediche. Tali procedure di abbattimento della dose, possono essere 
applicate a più livelli. Ogni procedura diagnostica (ma anche 
terapeutica) richiede una giustificazione, una decisione separata da parte 
di un medico richiedente, un benestare da parte del medico specialista, il 
quale applica un giudizio, caso per caso, ad ogni procedimento 
diagnostico selezionando la metodica migliore; da parte del fisico 
specialista che è in grado di verificare e controllare nel tempo il corretto 
funzionamento dell’apparecchiatura; da parte del tecnico di radiologia 
che è responsabile della corretta esecuzione dell’esame, seguendo le 
indicazioni o i protocolli ricevuti dal medico specialista. Si evince 
quindi che ogni paziente è studiato con procedure spesso personalizzate, 
con protocolli clinici individuali (riferiti a uno standard), secondo le 
 7
indicazioni cliniche. Lo scopo del lavoro è di mettere a confronto più 
metodi di calcolo dedicati alla valutazione della dose al paziente da 
esposizione di tipo medico durante esami di tomografia computerizzata, 
identificata, come già precedentemente detto, come una delle maggiori 
fonti di dose al paziente fra gli esami radiografici.  
Dopo una introduzione storica sulla TC, saranno riportati i principi su 
cui si basa il funzionamento dell’apparecchiatura, sia dal punto di vista 
hardware che software, si procederà alla definizione delle grandezze 
internazionali di riferimento, per poi descrivere metodiche e strumenti. 
Verranno prese in considerazione le apparecchiature di tomografia 
computerizzata installate presso l’Ospedale Maggiore di Milano, ed in 
particolare lo scanner General Electric CT-Pace installato nel reparto di 
neuroradiologia del Padiglione Beretta Ovest, e lo scanner General 
Electric HiSpeed CTi installato nel Padiglione Sacco. La valutazione 
della dose dovuta ad un particolare esame TC sarà simulata tramite 
particolari “fantocci” (sia “fisici”, cioè effettivamente esistenti, sia 
“matematici”, cioè come schemi grafici e volumetrici di simulazione). 
Per ogni specifico protocollo saranno valutate le dosi ai principali 
organi interessati dall’esame e quindi la dose efficace all’intero 
organismo. 
 
 
 
 
 8
Capitolo I 
 
1) La tecnologia delle apparecchiature di 
Tomografia Computerizzata  
 
1.1 Evoluzione delle apparecchiature 
Al congresso dell’aprile 1972 svoltosi al British Institute of radiology, 
G.N. Hounsfield un ricercatore della EMI, annunciò l’invenzione di una 
tecnica di imaging rivoluzionaria, che chiamò: computerized axial 
transverse scanning. 
Il concetto di base era abbastanza semplice: una sottile sezione 
trasversale della testa, una sezione tomografica, era esaminata da più 
angoli con un pennello di raggi X. 
La radiazione trasmessa era rivelata da un cristallo scintillatore, il cui 
segnale era inviato ad un computer per l’analisi mediante algoritmi 
matematici, e ricostruito come immagine tomografica. 
Questa tecnica permise da subito di differenziare alcuni tessuti molli, 
indistinguibili in radiologia. I nomi dati ai primi apparecchi erano 
diversi a seconda del loro utilizzo, ma i più usati erano: CAT 
( computerized axial tomography), CT (computed tomography). 
La ricerca però era partita molto prima, infatti nel 1917 un matematico 
di nome Radon, mise a punto una tecnica di “ricostruzione da proiezioni” 
da utilizzare in ambito aerospaziale, poi divenuta uno dei punti cardine 
 9
della tecnologia TC; nel 1956 e 1961 Cormak e Holdendorf avevano 
realizzato sistemi concettualmente paragonabili a quelli di Hounsfield. 
La TC consente di ottenere immagini “analitiche” mantenendo una 
elevata definizione sia in termini di risoluzione spaziale che di 
contrasto. Nella radiologia tradizionale, l’immagine radiografica dipende 
dall’assorbimento selettivo del fascio di fotoni X da parte del paziente, 
che ha come risultato finale un’immagine composta dalla somma delle 
densità di ogni punto. 
Al contrario la tomografia convenzionale, produce l’immagine di uno 
strato singolo, perpendicolare al fascio di raggi X, che si trova sulla 
traiettoria dei recettori. L’insieme dei dati ottenuti sono perciò analitici 
e vengono rielaborati opportunamente lungo le sezioni in studio. 
La possibilità di elaborazione elettronica dell’immagine permette di 
determinare il coefficiente di assorbimento, cioè la densità di ogni unità 
di volume, localizzandola spazialmente. 
Il primo strumento di visualizzazione dell’immagine così ottenuta è il 
monitor, sul quale è possibile modificare l’immagine grezza ottenuta dal 
tomografo, modificando a piacimento il contrasto, i livelli, le finestre 
(permettendo di selezionare la visione di tessuti come osso, muscolo, 
ecc.), e solo successivamente è possibile procedere alla stampa su 
pellicola 
(7)
. 
Nel descrivere l’evoluzione delle apparecchiature risulta  forse 
improprio ma sempre significativo riferirsi al numero della 
“generazione” delle stesse; è comunque opportuno fare sempre 
 10
riferimento alle caratteristiche costruttive del sistema e, nello specifico, 
analizzare il movimento delle varie parti tra di loro (tubo rotante da solo 
o solidale con i detettori, detettori fissi o mobili, il loro numero, la loro 
disposizione su più anelli paralleli, ecc.), o lo sviluppo raggiunto dal 
software di acquisizione o di ricostruzione. 
 
1.2 La prima generazione  
La prima generazione (fig. 1-1), che può essere riferita all’apparecchio 
realizzato da Hounsfield, utilizzava un unico fascio di raggi X, “a 
pennello” estremamente collimato (2x13mm) e che incideva su un singolo 
rivelatore; il sistema tubo-detettore era in moto con ripetizione di 
movimenti di traslazione (lungo la tangente alla circonferenza descritta 
dal complesso tubo-detettore) e rotazione (180 volte con step di 1°). 
La complessità del movimento e la presenza di un solo rivelatore, 
agivano come conseguenza sulla durata della scansione (8-10 minuti). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 11
Fig. 1-1 TC di prima generazione 
 
1.3 La seconda generazione  
La seconda generazione (fig.1-2) vide un abbattimento dei tempi di 
scansione, grazie all’introduzione di un fascio di raggi X detto a 
ventaglio (variabile tra 5-10 gradi) e ad un maggior numero di detettori 
(dai 20 ai 30). Non si eliminò del tutto la traslazione, tuttavia il 
complesso tubo-detettori compiva movimenti più ampi, dai 20 ai 30 
gradi: pertanto si doveva ripetere il movimento per 6-9 volte soltanto. 
Con questo sistema si era riusciti ad avere tempi di scansione di 20-30 
secondi, fornendo immagini di qualità superiore e con minori artefatti da 
movimento, riuscendo ad estendere le scansioni anche ad organi non 
immobili (nel torace e nell’addome). 
 12
Fig. 1-2 TC di seconda generazione 
1.4 La terza generazione  
Con la terza generazione (fig.1-3) si ebbe una ulteriore riduzione dei 
tempi di scansione, grazie all’ulteriore incremento dell’angolo di 
divergenza del fascio di raggi X a ventaglio e dell’ulteriore aumento dei 
detettori (in numero e in efficienza). Il corpo del paziente in questo 
modo era incluso completamente nel fascio emesso dal tubo, eliminando 
il movimento di traslazione, causa di una perdita di tempo quantificabile 
in un fattore da 3 a 10, rispetto alla generazione precedente. Questi 
apparecchi sono in grado di ruotare di 360° il sistema tubo-detettori in 
10-12 secondi, e hanno un numero di rilevatori da 300 a 800.  
 
 13
Fig. 1-3 TC di terza generazione 
 
1.5 La quarta generazione  
Contemporaneamente agli apparecchi di terza generazione sono stati 
sviluppati quelli di quarta (fig.1-4), dove da 256 a 1000 detettori sono 
disposti a corona intorno al paziente e rimangono fissi, mentre il solo 
tubo radiogeno ruota; le immagini possono così essere formate in tempi 
anche minori di un secondo. Gli apparecchi di quarta generazione, pur 
rappresentando l’evoluzione più sofisticata del sistema TC normalmente 
concepito, hanno comunque presentato significativi problemi di 
progettazione e di applicazione, con un conseguente aumento del costo 
dell’apparecchiatura stessa, non giustificato fino in fondo da un concreto 
e documentato aumento del potere diagnostico. 
 
 14
Fig. 1-4 TC di quarta generazione 
 
1.6 Tecnologia spirale 
Fondamentale è il passo compiuto dalla quarta generazione alla TC 
spirale (Fig.1-4): tale scanner è l’unione di una TC con movimento del 
tubo (detettori solidali col tubo o fissi su arco di circonferenza) e 
movimento del lettino in fase di acquisizione (fig.1-5.1), ottenendo 
quello che si definisce acquisizione spirale o, più esattamente, 
elicoidale. 
In tal modo è possibile eseguire scansioni di distretti anatomici di 
considerevoli dimensioni, in tempi molto brevi, utilizzando una sola 
apnea del paziente (da 10 a 100 secondi); ciò rende le immagini 
 15
confrontabili tra loro, permette studi di funzionalità e morfologia 
d’organo in diverse fasi vascolari. L’enorme capacità di elaborazione dei 
dati permette inoltre la rielaborazione delle immagini in tempo reale. 
Ciò è permesso dal miglioramento del banco di rilevazione: si passa da 
un fascio di raggi X collimato sullo spessore dello strato e focalizzato 
sulla corona di rivelatori, all’avere un fascio X collimato su uno 
spessore maggiore e focalizzato sulle file centrali o su tutto il banco di 
corone parallele di rivelatori. Simultaneamente, il sistema di 
acquisizione dati seleziona da quali elementi acquisire (14.592 su 16 
strati), mediante commutazione (fig1-5.2).  
Evoluzioni importanti in ambito software di elaborazione hanno permesso 
di aumentare la velocità di acquisizione, senza perdita di qualità 
d’immagine, ottenendo immagini ottimali con pitch 3:1 (Alta Qualità) e 
6:1 (Alta Velocità), riducendo di un fattore da tre a sei il carico di 
lavoro del tubo e la dose al paziente. Le prestazioni raggiunte da tali 
apparecchi, permettono l’angio TC o ricostruzioni MIP, 3D, Volume 
Rendering e Navigator delle varie strutture anatomiche 
considerate
(14,15,16)
.  
 
Fig.1-5.1 Simulazione di acquisizione elicoidale  
 16
Con i rivelatori a matrice multi slice, lo spessore immagine è selezionato 
modificando la collimazione, la configurazione del rivelatore e 
l'algoritmo di ricostruzione.  
 
Fig.1-5.2 Matrice di rivelatori 
 
Vi sono anche apparecchi con caratteristiche di funzionamento che si 
avvicinano di più agli acceleratori lineari (di bassa energia).  
 
 17
Tali scanner hanno in particolare quattro generatori di elettroni statici, 
che una volta accelerati vanno a collidere su una serie di anodi disposti 
su una circonferenza, i quali producono fasci di raggi X. Una volta che 
le radiazioni hanno attraversato il paziente, raggiungono i detettori, e il 
tempo necessario per ogni sezione è brevissimo (nell'ordine di 50 ms in 
bassa risoluzione, 100 ms in alta), ottenendo contemporaneamente 
immagini a più strati, ripetibili a distanza di circa 10 ms. 
Un'installazione di questo tipo, per ora in fase sperimentale, trova 
applicazione in cardiologia. 
 
 18
2) Strumenti di misura 
 
2.1 Camera a ionizzazione 
La camera a ionizzazione è un semplice rivelatore a gas. Mediante 
l'applicazione di un campo elettrico ai suoi capi, raccoglie e misura 
l'intensità della carica elettrica dovuta a coppie elettrone-ione positivo, 
formatesi in seguito alle interazioni delle radiazioni ionizzante. Se non 
applico il campo elettrico esterno, le coppie sono soggette al moto di 
agitazione del gas (posto a temperatura ambiente), e tendono a migrare 
verso zone di densità di carica minore. Le cariche prodotte possono 
comportarsi in modo differente: in alcuni casi si può avere 
ricombinazione di cariche nel gas, annullando così l'effetto di 
ionizzazione, oppure le cariche possono legarsi ad atomi neutri, e quindi 
formare ioni negativi o positivi. 
Se applico il campo esterno, le forze elettriche tenderanno a far muovere 
le cariche elettriche con un moto detto di deriva. La velocità di deriva 
dipenderà proporzionalmente dal tipo di gas (mobilità ionica) e 
dall'intensità del campo elettrico, e inversamente dalla pressione del gas 
stesso. Il moto risultante sarà dato dalla sovrapposizione del moto di 
agitazione termica e del moto di deriva. Il campo elettrico applicato deve 
essere sufficientemente elevato per impedire la ricombinazione delle 
cariche, ma tale da non favorire la loro moltiplicazione. Il segnale 
elettrico, costituito dall'impulso di corrente prodotto dalle cariche, è 
raccolto da elettrodi e rilevato da un circuito esterno.  
 19
Il circuito esterno è costituito da un elettrometro che può misurare in 
unità elettriche o in unità radiologiche (secondo un’opportuna 
calibrazione), e consente di inserire direttamente dei fattori correttivi, 
cioè quei fattori che moltiplicati per il valore letto, forniscono il valore 
corretto della misura.  
Un esempio di tale dispositivo è dato dall'elettrometro PTW-UNIDOS, 
utilizzato presso il Servizio di Fisica Sanitaria dell’Ospedale Maggiore 
Policlinico di Milano, e prodotto dalla ditta PTW. 
 
Fig.1-6 circuito elettrico di una camera a ionizzazione 
 
La geometria scelta per una camera a ionizzazione varia secondo l'uso 
della camera stessa. La geometria planare, o a piatti paralleli, fornisce 
un campo elettrico uniforme, mentre la geometria cilindrica, fornisce un 
campo inversamente proporzionale al raggio.