APPARECCHIATURE DI RADIODIAGNOSTICA E CONTROLLO DI QUALITA' - TRMIR 1° ANNO, Sbobinature di Sistemi Informativi

Scarica APPARECCHIATURE DI RADIODIAGNOSTICA E CONTROLLO DI QUALITA' - TRMIR 1° ANNO e più Sbobinature in PDF di Sistemi Informativi solo su Docsity! APPARECCHIATURE DI RADIODIAGNOSTICA E CONTROLLO DI QUALITÀ – Fasoli Davide ESAME: 3 domande a risposta aperta. Chiede le cose che ci sono sulle slide Lezione 1 09/02/2022 INTRODUZIONE Ingegnere medicale si occupa di tutta la gestione dell’apparecchiatura che c’è in azienda. In azienda ospedaliera abbiamo apparecchi elettromedicali: tutto ciò che a che fare con la diagnosi, monitoraggio e cura di una malattia e anche tutte le attrezzature da laboratorio. Abbiamo più o meno 20 mila apparecchiature. Il valore di rinnovo delle nostre apparecchiature (soldi che dovrei mettere sul banco per ricomprare tutto se domani volessi fare un ospedale con stessa tecnologia e stesse apparecchiature) è di circa 200 milioni di euro (considerando Borgo Roma e Borgo Trento insieme). Le apparecchiature di radiologia non si trovano solo in radiologia, soprattutto se hanno le ruote. UN PO’ DI STORIA Personaggi più importanti: - Wilhelm Conrad Roentgen : La Roentgen terapia era una terapia con i raggi X si pensava che sparando un bel po’ di raggi X su parti del corpo si poteva curare (oggi non c’è più). 28 dicembre 1895 dà l’annuncio ufficiale della scoperta dei raggi X: Nel 1901 ricevette il premio Nobel. Rifiutò di brevettare questa scoperta per motivi morali: pensava che la scoperta dovesse appartenere a tutta l’umanità. - Antoine Henri Becquerel : Nel 1896 scoprì accidentalmente la radioattività, mentre investigava la fosforescenza dei Sali di uranio. La radioattività portò alla scoperta del pericolo delle radiazioni e all’importanza della dose. Nel 1903 viene insignito del premio Nobel per la fisica - Marie e Pierre Curie : Nel 1898 scoprono la radioattività del polonio e del radio. Nel 1903 vengono insigniti del premio Nobel per la fisica 1910 Tubo radiogeno del 1910 Le prime apparecchiature erano radioscopie dirette e i medici si bruciavano il cervello. Era un tubo radiogeno con la visione scopica diretta da parte del medico, non c’è nessuna attenzione ai valori di radiazione che si possono prendere. I medici per primi si accorgevano che dopo un certo periodo di tempo l’apparecchio cominciava a scaldarsi. Fluoroscopio fine 1800 inizi 1900 Il fluoroscopio aveva uno schermo al platinocianuro di bario è racchiuso tra un sottile schermo nero anteriore e una spessa lastra di vetro posteriore. Il vetro è probabilmente al piombo per impedire ai raggi x di danneggiare gli occhi dell'operatore. Anche la lastra di gomma al piombo davanti all'impugnatura doveva servire ad una maggiore protezione della mano. 1918 Il tubo radiogeno deve essere raffreddato altrimenti poi salta. I raggi passano attraverso il corpo del paziente, vengono attenuati dalle ossa e poi quelle che passano vanno su uno schermo radiosensibile e vanno direttamente al medico. Poi si cominciò ad utilizzare delle lastre per ‘proteggere’ il medico dalle radiazioni. 1 TABELLA con i tempi di posa per radiografie pubblicata su “Misure e Ricerche Elettriche” del 1898. SI va dai 10 secondi per una mano a 10 minuti per un addome. Un paziente che deve stare sotto a un tubo radio geno per 10 minuti con una dose centinaia di volte più elevata rispetto ad oggi vuol dire che ne poteva fare massimo 2 di lastre nella propria vita. Per avere un’immagine dalla quale posso distinguere i diversi tessuti all’epoca servivano delle tempistiche molto alte. RADIOLOGIA DIGITALE: ha un detettore digitale (non più cassette), il detettore si può spostare con il tubo radiogeno, si può spostare il tavolo che deve essere radiotrasparente Telecomandato: permette tramite raggi x di fare diverse tipologie di esami. Ad esempio solo visioni di corpo supino. Il telecomandato mi permette di spostarlo in obliquo fino a quasi essere verticale TECNOLOGIA RADIOLOGICA (Azienda di Verona) - 7 risonanze magnetiche (3T, 1,5T, 1T) - 1 risonanza magnetica con HIFU: serve per andare a fare chirurgia non invasiva attraverso ultrasuoni focalizzati, con sonde ecografiche. Utilizzata da tutti i reparti per vedere cosa c’è appena sotto la pelle per vedere se ci sono riversamenti. Con gli ultrasuoni focalizzati io vado a puntarli su una parte del corpo e riesco a bruciare/tagliare un punto che devo andare a resettare. Viene usata per esempio per migliorare i tremori dovuti al Parkinson oppure per tagliare alcune fibre senza un’operazione ma semplicemente infilando la persona sotto una risonanza magnetica (basta poco, si arriva a 60°/70° che nel cervello mi permettono di andare ad eliminare questi impulsi) - 6 angiografi - 7 tomografi assiali computerizzati (TAC) - > 150 ecotomografi - 2 mammografi digitali - 10 sistemi per radiologia digitale - 14 portatili per radiografia digitale: devo impressionare un detettore/una lastra - 11 portatili per radioscopia digitale: ad esempio angiografia, ortopedia… dove ho bisogno di vedere in diretta cosa sto combinando all’interno del paziente Gli apparecchi portatili sono probabilmente aumentati con il covid perché i pazienti in terapia intensiva avevano bisogno di molte radiografie. Curiosità Una TAC di ultima generazione costa sui 450mila euro Una risonanza costa sui 4,5milioni di euro Un ecografo costa dai 20mila ai 200mila euro Una sonda costa dai 7mila euro fino ai 50mila euro 2 Se la frequenza degli stimoli supera un certo limite, gli effetti si fondono (tetano fuso), il muscolo è portato alla contrazione completa e in questa posizione rimane fino a che non cessano gli stimoli, ritornando lentamente allo stato di riposo. Il soggetto può ad esempio rimanere aggrappato alla parte sotto tensione, aumentando la sua esposizione alla corrente. Arresto della respirazione Quando il corpo umano è attraversato da una certa corrente alternata l’infortunato non riesce a rilasciare la parte sotto tensione. Corrente di Rilascio (alternata 50-100 Hz) è il limite sopra al quale faccio fatica a staccarmi - 10mA (donne) - 15mA (uomini) Correnti superiori ai limiti indicati per la corrente di rilascio producono nell’infortunato difficoltà di respirazione e segni di asfissia Il passaggio della corrente determina una contrazione dei muscoli addetti alla respirazione o una paralisi dei centri nervosi che sovrintendono alla funzione respiratoria. Se la corrente perdura, l'infortunato perde conoscenza e può morire soffocato. Ustioni Il corpo umano attraversato da corrente si comporta come una resistenza e quindi in esso (in particolare sull’epidermide) si sviluppa calore per effetto Joule, con andamento proporzionale al quadrato della corrente Lo sviluppo di calore provoca: - Estese distruzioni di tessuti superficiali e profondi; - La rottura di arterie con conseguenti emorragie; - La distruzione di centri nervosi La densità di corrente di 50mA/mm2 possono provocare la carbonizzazione della pelle in pochi secondi Ad esempio succede in sala operatoria quando si utilizza l’elettrobisturi (ustioni sulla chiappa e nessuno se ne accorge). ATTIVITÀ CARDIACA Il muscolo cardiaco si contrae ritmicamente 60 – 100 volte al minuto esercitando la sua funzione di pompa per il sangue da e verso i distretti periferici. Questa contrazione è dovuta ad impulsi elettrici provenienti da un centro nervoso particolare, il nodo senoatriale, che è posto nella parte superiore dell’atrio destro. Questo pace – maker naturale dà origine agli impulsi che, propagandosi attraverso le opportune fibre di conduzione (fascio di His), raggiungono le fibre muscolari degli atri prima e dei ventricoli poi: questo movimento coordinato genera la spinta del sangue nel sistema arterioso. Fibrillazione ventricolare Se alle normali correnti fisiologiche si sovrappone una corrente esterna di intensità anche maggiore, questo meccanismo sincronizzato viene perturbato: le fibre cardiache iniziano a contrarsi in modo disordinato l’una indipendentemente dall’altra, rendendo impossibile la funzione di pompaggio del cuore. La fibrillazione ventricolare è quindi innescata dalla parte della corrente circolante nel torace che passa attraverso il cuore. 5 Micro – shock Parliamo di micro-shock quando abbiamo delle correnti di circa 20uA Generalmente il rischio di fibrillazione ventricolare o di un guasto della pompa cardiaca, aumenta con il valore o la durata, fino a pochi secondi, della corrente che passa attraverso il cuore. Alcune parti del cuore sono più sensibili di altre. Una corrente che provoca una fibrillazione ventricolare quando applicata a una parte del cuore può non avere effetto se applicata ad un’altra parte del corpo. La frequenza della rete d’alimentazione (da 50 a 60 Hz) si trova nella zona di rischio più elevato. Influenza del punto in cui avviene la scarica L’intensità della corrente è critica a livello cardiaco per la fibrillazione ventricolare; a seconda del punto di entrata e di uscita, la correte che attraversa il cuore può essere maggiore o minore. Una corrente di 200mA che passa tra una mano e l’altra a ha sul cuore gli stessi effetti di una corrente di 80 mA che passa tra la parte anteriore del torace e la mano sinistra. Il cuore è più sensibile durante l’inizio della fase di ripolarizzazione ventricolare; se a durata della corrente è maggiore di un ciclo cardiaco la probabilità di fibrillazione ventricolare aumenta notevolmente. Se un elettrodo di un pacemaker o un catetere va a diretto contatto con il muscolo cardiaco, la densità di corrente sarà tale che anche basse correnti possono produrre fibrillazione ventricolare. Influenza del momento in cui avviene la scarica a) In condizioni normali, solo una parte della corrente che fluisce nel corpo interessa la regione cardiaca b) Nel paziente caratterizzato, tutta la corrente che entra nel corpo interessa il cuore 6 SICUREZZA ELETTRICA E FUNZIONALE DELLE APPARECCHIATURE ELETTROMEDICALI L’ospedale è un luogo tecnologicamente molto avanzato perché c’è pieno di dispositivi elettronici quindi non ci sono solo rischi patogeni ma anche rischio elettrico, più apparecchiature ci sono più aumenta il rischio. L’ondina sopra lee due linee che vanno verso l’alto mi sta a significare rete di corrente alternata. La parte a sinistra schematizza il fatto che l’apparecchiatura dovrebbe essere isolata secondo la sua classe di isolamento. La parte a destra mi indica le parti della macchina che vengono applicate al paziente (bottoncini/elettrodi dell’ECG, ago della pompa di infusione, la sonda che uso per fare un’ecografia..). L’ingegneria clinica effettua la verifica di sicurezza elettrica; ci sono particolare apparecchi che collegati alla corrente elettrica mi simulano dei guasti così da andare a vedere dove mi vanno a finire le correnti di dispersione. In caso di guasto le correnti possono viaggiare dove vogliamo, l’importante è che non vada sul paziente. Andiamo a controllare se l’apparecchiatura ha efficienti protezioni e va a salvare il paziente. Tipi di corrente di dispersione sono: - Sull’involucro (quando tocchiamo frigo, forno…) - Verso terra - Nel paziente Noi dobbiamo sperare che tutte le correnti di dispersione vadano verso terra . Per garantire la sicurezza: - Provvedimenti di sicurezza incorporati dell’apparecchiatura - Conoscenza da parte degli utilizzatori dei potenziali rischi relativi all’apparecchiatura; necessità di adeguato addestramento o aggiornamento - Appropriate installazione, manutenzione, utilizzo e pulizia NORME DI RIFERIMENTO - Dispositivo elettromedicale - Apparecchiatura elettromedicale - Sistema elettromedicale Definizione sistema elettromedicale «Combinazione, specificata dal fabbricante, di più apparecchi, almeno uno dei quali deve essere un apparecchio EM, e interconnessi mediante una connessione funzionale o mediante una presa multipla» Ad esempio una colonna endoscopica 7 Si definisce intensità di corrente elettrica il rapporto tra la quantità di carica che attraversa una sezione del conduttore e l’intervallo di tempo impiegato per attraversarlo. La misuro con l’Ampere (A). 1 Ampere è pari alla carica di 1 Coulomb © che attraversa una sezione del conduttore nell’intervallo di tempo di 1 secondo (s) 1 Coulomb è pari a 6,24 x 1018 elettroni 1 A= 1C 1 s Il verso della corrente elettrica: - Gli elettroni viaggiano dal polo negativo (-) al polo positivo (+) - Il verso convenzionale della corrente va dal polo positivo al polo negativo - Il polo negativo è denominato catodo, il polo positivo è denominato anodo TENSIONE ELETTRICA O DIFFERENZA DI POTENZIALE ELETTRICO È la “forza elettromotrice” che determina il movimento di elettroni, ossia la corrente, tra due punti di un conduttore. La differenza tra l’energia potenziale elettrica posseduta da una carica nei due punti a causa della presenza di un campo elettrico, divisa per il valore della carica stessa. Quanto più è elevata la tensione tanto maggiore è l’energia conferita agli elettroni. L’unità di misura della differenza di potenziale è il Volt [V]. Multiplo: kiloVolt [kV] = 1 x 103 V Nei circuiti radiologici per produrre fotoni ad elevata energia si usano tensioni da 20kV fino a 120kV Analogia con circuito idraulico: - Alla differenza di potenziale si può associare la differenza di pressione che si genera in un tubo chiuso pieno di liquido con le estremità poste ad altezze differenti - Alla tensione fra due punti del circuito elettrico corrisponde la differenza di pressione fra due punti del circuito idraulico - La ddp (differenza di potenziale) tra i poli del generatore elettrico può essere vista come la differenza di altezza dei serbatoi dell'analogo circuito idraulico - L’intensità di corrente elettrica che scorre nel conduttore può essere messa in analogia con la portata di liquido nel tubo Punti posti più in alto avranno un maggiore potenziale rispetto a quelli più in basso, il liquido si sposterà da zone a maggiore potenziale (più in alto) da zone in cui il potenziale è minore (più in basso). RESISTENZA ELETTRICA La resistenza elettrica è la tendenza di un corpo ad opporsi al passaggio di una corrente elettrica. Una resistenza più alta riduce il flusso di corrente. La resistenza di un conduttore è determinata dal materiale, dal diametro e dalla lunghezza del conduttore. Conduttori a sezione più grande hanno minore 10 resistenza elettrica dei conduttori a sezione minore, poiché l’area per il flusso di corrente è maggiore. Rame ed argento sono buoni conduttori poiché gli elettroni si muovono facilmente all’interno della loro struttura atomica, trovando una bassa resistenza. L’unità di misura della resistenza elettrica è l’Ohm [Ω]. La resistenza provoca la trasformazione di energia elettrica in calore quando la corrente fluisce in un conduttore (effetto joule). LEGGE DI OHM È la legge di proporzionalità diretta tra la differenza di potenziale elettrico applicata ai capi di un conduttore e l'intensità della corrente elettrica che lo attraversa. La costante di proporzionalità è proprio la resistenza R= V I In un determinato circuito in presenza di un determinato valore di tensione, l’intensità di corrente è inversamente proporzionale alla resistenza elettrica del circuito stesso. In un circuito elettrico nel caso di resistenza molto elevata (per esempio materiali isolanti con resistenza elettrica altissima) la corrente che passa risulta molto piccola, se non addirittura trascurabile. Per resistenza uguale a zero (R=0), detta condizione di cortocircuito, il valore di corrente assume valori altissimi. POTENZA ELETTRICA La potenza elettrica è il lavoro elettrico svolto su una carica elettrica da un campo elettrico nell'unità di tempo P=V ∙ I L’unità di misura della potenza è il Watt [W]. La quantità di lavoro compiuto, cioè la quantità di energia utilizzata nell’unità di tempo (secondo). CORRENTE CONTINUA E CORRENTE ALTERNATA Nei circuiti a corrente continua (CC) gli elettroni si muovono sempre nella stessa direzione. Nei circuiti a corrente alternata (CA) la corrente scorre metà del tempo in una direzione e per metà del tempo nella direzione opposta. Un ciclo di corrente alternata consiste in una semionda positiva e in una semionda negativa. La corrente alternata può essere di tipo monofase o di tipo trifase. In Italia la corrente alternata ha una frequenza paro a 50 cicli al secondo (50 Hz) TRASFORMATORE Il trasformatore è una macchina elettrica che funziona in corrente alternata. Costruttivamente un trasformatore monofase o trifase è costituito da un nucleo magnetico fatto di lamierini di ferro impaccati e 11 da una serie di avvolgimenti primari e secondari, costituiti da fili di rame, strettamente avvolti e isolati fra di loro. Il principio di funzionamento può essere così riassunto: l’avvolgimento primario viene alimentato con la tensione V1 alternata da trasformare; questa tensione genera nel nucleo un campo magnetico sempre alternato e con la stessa frequenza della tensione V1. Nell’avvolgimento secondario, avvolto sullo stesso nucleo magnetico e quindi attraversato dallo stesso campo magnetico alternato, si genera una tensione V2 indotta per effetto elettromagnetico e di uguale frequenza. SISTEMA TRIFASE L’energia elettrica viene prodotta con macchine elettriche rotanti trifase, dette alternatori, cioè macchine che forniscono tre tensioni uguali e simmetriche sfasate fra loro di 120 gradi elettrici. L’energia così prodotta viene distribuita su tre diversi conduttori o fasi che normalmente vengono indicate dalle lettere R-S-T. GENERATORE AD ALTA TENSIONE Per “generatore radiologico” si intende la combinazione di tutti gli elementi per la produzione ed il controllo dell’energia elettrica necessaria all’alimentazione di un tubo radiogeno. Esso comprende un “generatore ad alta tensione” e un “complesso tubo-guaina”. Normalmente il generatore comprende: - un trasformatore di alta tensione - un sistema di raddrizzatori - un sistema di controllo Spesso nel linguaggio radiologico con il termine “generatore” ci si riferisce al solo trasformatore di alta tensione. RADDRIZZATORE 12 Da un punto di vista generale, un generatore per radiologia trifase è costituito da un trasformatore trifase con il primario collegato a triangolo, e con il secondario collegato a stella, per realizzare lo schema riportato nella figura di sinistra. Nella pratica tecnica viene normalmente utilizzato il circuito rappresentato nella figura di destra che rende disponibile sul secondario del trasformatore di alta tensione un sistema esafase (6 fasi) di tensioni concatenate. GENERATORE TRIFASE/ESAFASE forma d’onda Utilizzando questo schema la forma d’onda della tensione raddrizzata che alimenta il tubo radiogeno, dato lo sfasamento fra le tensioni delle tre fasi, è del tipo rappresentato nel grafico a fianco, nel quale si evidenzia l’intervallo di tempo di 1/50 di secondo, che corrisponde ad un periodo della corrente alternata, vengono utilizzati 6 impulsi di tensione. Lezione 3 23/02/2022 GENERATORE DODECAFASE circuito Il sistema esafase è il più utilizzato nei generatori trifase; alcuni produttori, per ottenere una tensione raddrizzata ancora più livellata, ricorrono a circuiti più complessi, chiamati dodecafase (12 fasi),che permettono di ottenere delle forme d’onda che si avvicinano ulteriormente alla tensione continua ideale, alla quale il tubo a raggi X dà il massimo rendimento. I generatori dodecafase sono sempre dei generatori ad alimentazione trifase nei quali si sovrappongono due sistemi esafase di tensione a doppia stella sfasati fra di loro di 30°elettrici. GENERATORE DODECAFASE forma d’onda La risultante totale è un sistema di tensioni concatenate dodecafase, che permette di ottenere una forma d’onda di alta tensione raddrizzata, che contiene in un intervallo di tempo di 1/50 di secondo 12 impulsi di tensione. CONFRONTI TRA FORME D’ONDA 15 GENERATORE A MEDIA ED ALTA FREQUENZA I trasformatori lavorano con maggiore efficienza a frequenze più elevate in quanto è più efficace l’accoppiamento tra primario e secondario. Inoltre un trasformatore che lavora a 3.000 Hz è molto più piccolo e leggero di uno operante a 50 Hz. La funzione principale dei circuiti a media o alta frequenza di innalzare la frequenza della tensione d’ingresso da 50 Hz a frequenze più elevate (fra 500 e 3.000 Hz) viene ottenuta per mezzo di circuiti denominati “inverter di tensione”. GENERATORE A MEDIA ED ALTA FREQUENZA circuito L’inverter (B) cambia la tensione continua a bassa frequenza proveniente da un raddrizzatore (A) in una tensione alternata ad alta frequenza. Successivamente un trasformatore (C) innalza la tensione fino a valori fra 20.000 e 150.000 V. Questa alta tensione ad alta frequenza viene infine resa continua da un ulteriore raddrizzatore (A) e poi viene applicata al tubo a raggi X. I vantaggi derivanti dai circuiti ad alta frequenza superano gli svantaggi dovuti alla maggiore complessità dei circuiti ed ai costi più elevati. I maggiori vantaggi sono rappresentati dalle ridotte dimensioni dei trasformatori e, quindi, di tutto il generatore ad alta tensione e da una migliore efficacia della funzionalità del tubo a raggi X. Attualmente la maggior parte delle apparecchiature radiologiche sono dotate di circuiti generatori ad alta frequenza. Nello schema si possono individuare due stadi principali: 16 - il primo provvede a convertire la tensione alternata a 220 V in ingresso (o a 380 V nel caso di alimentazione trifase) con frequenza 50 Hz in tensione continua - il secondo converte questa tensione continua in una bassa tensione alternata ad alta frequenza RENDIMENTO GENERATORI Il rendimento dell’emissione di un tubo a raggi X è tanto più elevato quanto più la forma d’onda della tensione che lo alimenta tende ad essere continua. Per questo motivo la forma d’onda dell’alta tensione è uno dei fattori più importanti per valutare le prestazioni di un generatore radiologico, in quanto questo parametro è molto importante sia per la durata di vita del tubo radiogeno, sia per la qualità dell’immagine radiografica generata. Per definire la costanza della forma d’onda di uscita di un generatore si introduce la misura della variazione tra i picchi di tensione massimo e minimo, detto RIPPLE o ONDULAZIONE RESIDUA. In un generatore monofase la forma d’onda dell’alta tensione varia tra zero e il valore massimo della tensione di picco: il valore medio della tensione, e quindi a parità di corrente il valore medio della potenza fornita al tubo radiogeno, è pari al 71% del valore di picco. Il valore di ripple, espresso in percentuale fra variazione massima e minima, assume il valore pari a 100%; In un generatore trifase-esafase la forma d’onda dell’alta tensione non raggiunge mai lo zero e il valore di ripple è di circa il 13%; il valore medio della tensione, e quindi a parità di corrente il valore medio della potenza fornita al tubo radiogeno, è pari al 95% del valore di picco; In un generatore trifase-dodecafase la forma d’onda dell’alta tensione ha una ondulazione residua ancora inferiore e il valore di ripple è di circa il 3%; il valore medio della tensione, e quindi a parità di corrente il valore medio della potenza fornita al tubo radiogeno, è pari al 99% del valore di picco. In un generatore a media frequenza (con frequenze fra 8 e 20 kHz) l’ondulazione residua risulta paragonabile ai generatori a dodecafase e anche il valore medio della tensione è pari al 99% del valore di picco; In un generatore ad alta frequenza ( con frequenza fra 80 e 120 kHz) l’alta tensione fornita è praticamente continua e priva di ondulazione residua (max. 1%). IMAGING DIAGNOSTICA PER IMMAGINI 17 Gli impianti angiografici, al di là delle caratteristiche che devono avere per intervenire sullo specifico organo, offrono quindi: - la possibilità di fornire immagini a elevato contrasto radiografico - la possibilità di eseguire serie radiografiche con cadenze adeguate - la possibilità di sincronizzare le immagini con segnali fisiologici (ECG) - sicurezza contro rischi di shock e microshock elettrici - la possibilità di eseguire esami con incidenze variabili del fascio radiante - la possibilità di esaminare il paziente senza muoverlo - disposizione ergonomica dell'insieme, e da consentire un facile accesso al paziente da parte dell'operatore e del suo staff - la possibilità di eseguire interventi di emergenza ANGIOGRAFO BIPLANO Per esami angiografici di altissima precisione con immagini bi e tridimensionali nell’esecuzione di procedure di neuroradiologia interventistica consente di acquisire 2 serie angiografiche contemporaneamente e di ottenere ricostruzioni 3D delle arterie esaminate IL TAVOLO DI COMANDO Il tavolo di comando (TDC) è lo strumento di dialogo del TSRM con la tecnologia, dove sono raggruppati: - gli organi di regolazione e di controllo dei dati d’esposizione; - i dispositivi di sicurezza; - i dispositivi di “comando raggi”; - circuiti accessori ORGANI DI REGOLAZIONE “DATI” il valore dell’alta tensione del tubo radiogeno (la qualità dei raggi X), agendo sulla tensione d’alimentazione del generatore: kV il valore dell’intensità di corrente che passa nel tubo radiogeno (la quantità o intensità dei raggi X), agendo sulla tensione d’alimentazione del trasformatore di riscaldamento della spiralina: mA la regolazione del tempo di esposizione tramite un’orologeria che controlla il circuito di alimentazione del generatore: s La funzione del tavolo di comando è quella di rendere possibile la selezione dei parametri fondamentali per il funzionamento di un tubo radiogeno, determinando la qualità e la quantità della radiazione emessa: - la tensione di accelerazione anodo – catodo (kV) - la corrente anodica (mA) - il tempo di emissione della radiazione (s) 20 CIRCUITI REGOLAZIONE DELLA TENSIONE Il sistema usato per variare la tensione di alimentazione del tubo è quello di far variare la tensione di alimentazione primaria del generatore, il quale normalmente ha un rapporto di trasformazione fisso. Nella consolle pertanto deve essere predisposto un dispositivo che consenta di poter disporre di una gamma di tensioni variabili attraverso un organo regolatore, cioè un autotrasformatore. AUTOTRASFORMATORE L'autotrasformatore è un particolare tipo di trasformatore costituito da un unico avvolgimento dotato di prese intermedie. Al contrario del normale trasformatore, primario e secondario non sono galvanicamente isolati. CIRCUITI REGOLAZIONE DELLA CORRENTE Per effettuare la regolazione dei mA è sufficiente regolare la tensione di alimentazione sul primario del trasformatore di accensione. 21 CIRCUITI REGOLAZIONE DEL TEMPO Il tempo di esposizione di una radiografia viene stabilito alimentando il primario del generatore radiologico per la frazione di tempo prescelta. Il tutto viene ottenuto chiudendo i contatti di un relé di grafia, che collega i circuiti di regolazione dei kV con il primario del generatore. L’eccitazione di questo relé è controllata da un temporizzatore elettronico, che determina il tempo per il quale il relé di grafia deve rimanere chiuso, cioè il tempo di esposizione della radiografia. CIRCUITI DI PREPARAZIONE GRAFIA Qualche istante prima della esecuzione della radiografia, il filamento del tubo viene preacceso al valore necessario ad ottenere il valore di mA desiderato; contemporaneamente l’eventuale anodo rotante verrà messo in rotazione ed arriverà alla velocità di regime. Queste operazioni che precedono l’esecuzione vera e propria della radiografia vengono definite “preparazione grafia”, proprio perché durante questa fase il sistema prepara le condizioni necessarie per predisporre la radiografia, comprese le eventuali predisposizioni degli accessori radiologici. Lezione 4 09/03/2022 CIRCUITI DI COMPENSAZIONE Nei moderni tavoli di comando, oltre ai circuiti di regolazione e controllo dei parametri radiografici, vengono inseriti dei circuiti di compensazione con il compito di garantire la costanza dei valori impostati dall’operatore durante il tempo di esposizione. Le compensazioni presenti nei tavoli di comando sono le seguenti: 1. Compensazione della variazione della tensione di alimentazione 2 2. Compensazione delle cadute di tensione 3 3. Compensazione della carica spaziale 4. Stabilizzazione dei mA 1. COMPENSAZIONE VARIAZIONI TENSIONE ALIMENTAZIONE Le tensioni nominali delle linee di distribuzione dell’energia elettrica possono subire periodicamente delle variazioni di tensione normalmente comprese fra +/-10% della tensione nominale, dovute soprattutto alla variabilità dei carichi di corrente richiesti dai vari utenti: diminuzioni del valore di tensione nominale durante gli orari di maggiore attività lavorativa, aumenti nei periodi di diminuzione delle attività stesse. Per questo motivo all’interno del tavolo di comando devono essere previsti dei dispositivi automatici che consentano di compensare queste variazioni della tensione di alimentazione (380 V trifase o 220 V monofase), in modo che tutti i rimanenti circuiti del generatore lavorino a tensione di alimentazione costante. 22 milliamperaggio disponibile per poter utilizzare tempi di esposizione più brevi e quindi ridurre gli artefatti da movimento. CAMERA A IONIZZAZIONE È costituita da un recipiente metallico contenente un gas la cui natura e pressione dipendono dal tipo di ricerca da eseguire. La camera è mantenuta ad un’elevata tensione mentre un elettrodo isolato è connesso a terra attraverso un elettrometro. Una particella ionizzante produce nella camera un certo numero di ioni dei quali quelli di un determinato segno vengono raccolti dall’elettrodo centrale. Regolando opportunamente il valore della tensione applicata, si può ottenere che la carica raccolta sull’elettrodo sia proporzionale alla ionizzazione primaria. Più precisamente, il campo elettrico deve essere sufficientemente elevato affinché si abbia la saturazione, cioè affinché tutti gli ioni prodotti in seno al gas vengano raccolti dall’elettrodo, e non abbia luogo il processo di ricombinazione, il che implica una conveniente scelta del gas (N2, CO2, ecc). Normalmente i sistemi AEC hanno tre rivelatori di forma rettangolare disposti ai vertici di un triangolo: i rivelatori utilizzati attualmente sono “camere a ionizzazione”. La figura a fianco mostra un “Potter Bucky verticale” nel quale sono evidenziate le linee di contorno della posizione dei rivelatori del sistema AEC. A seconda dell’esame da condurre o della posizione del paziente, si può far funzionare i tre rivelatori singolarmente, o in coppia o tutti insieme. La maggior parte degli esami richiede l’uso del rivelatore centrale. Il posizionamento del paziente, rispetto alle camere del sistema AEC, è importante ai fini di consentire un’adeguata rivelazione della radiazione. L’opportunità di utilizzare queste aree singolarmente o meno dipende dalla “zona dominante” della radiografia che si sta eseguendo. Per “zona dominante” si intende quella parte della radiografia che interessa annerire in modo ottimale. Per esempio, in caso di radiografia dello stomaco si sceglierà la zona centrale, nel caso invece di una radiografia dei polmoni e dei reni si sceglieranno le due zone laterali, mentre per una radiografia di insieme del bacino sarà più indicato inserire tutte tre le zone. L’operatore ha a disposizione dei tasti per la scelta dei rilevatori da inserire. UTILIZZO Nella progettazione di un tavolo di comando uno dei problemi che i costruttori devono risolvere è quello di trovare il modo ottimale per regolare i parametri radiografici principali, cioè la tensione al tubo (kV), la corrente al tubo (mA) e il tempo di esposizione (s). Si realizzano dispositivi automatizzati in grado di ridurre la quantità di attenzione necessaria all’esecuzione materiale dell’esame radiologico, in modo da consentire all’operatore di dedicare maggiore attenzione al paziente e al quesito diagnostico per il quale viene svolto l’esame radiologico. 25 TECNICHE DI REGOLAZIONE:  TECNICHE A 3 PUNTI O A REGOLAZIONE LIBERA Con le tecniche di esercizio a regolazioni libere l’operatore può scegliere a piacere i valori dei 3 parametri kV, mA e secondi. Questo modo di impostazione dei parametri, indipendenti fra di loro, è il modo più tradizionale ed è quello che consente di eseguire qualsiasi tipo di esame. Questa tecnica è la più conveniente nel caso di esami in cui sia richiesto un carico in mA costante, come per esempio per l’esecuzione di stratigrafie e seriografie. Per contro l’operatore deve essere particolarmente esperto nell’utilizzo dei parametri radiografici che dovranno sempre essere impostati compatibilmente ai valori consentiti dai circuiti di protezione contro i sovraccarichi.  TECNICA A 2 PUNTI Con il sistema a 2 punti l’operatore deve scegliere solo kV e i mAs, per un carico percentuale del tubo che viene prestabilito normalmente al momento dell’installazione in accordo col radiologo. In pratica l’operatore sceglie il valore di tensione da applicare al tubo (kV) e imposta un certo tempo di esposizione. A questo punto sulla base di questi due parametri impostati e della percentuale di carico prestabilita, il tavolo sceglie dei valori prefissati di mA compatibili, indicando il prodotto mAs corrispondente su uno strumento incorporato nel tavolo di comando.  TECNICA AD 1 PUNTO Questa tecnica richiede l’impiego di un dispositivo di esposizione automatica (AEC). In questo caso l’operatore sceglie solo la tensione al tubo (kV),mentre il tempo di esposizione viene stabilito dal dispositivo di annerimento automatico tramite la relativa camera di ionizzazione e la corrente al tubo viene regolata da un dispositivo a “carico decrescente”. Normalmente con il dispositivo di annerimento automatico (AEC), a priori non sappiamo l’istante esatto in cui terminerà l’esposizione. Quindi non risulta possibile valutare il valore del carico massimo (mA) compatibile con il tempo di esposizione. Con il sistema a carico decrescente invece non ci si preoccupa della durata dell’esposizione in quanto la corrente del tubo (mA) viene sempre mantenuta automaticamente entro i limiti della curva di carico. Introducendo una serie di gradini più o meno numerosi, il sistema può seguire in maniera più o meno continua tutta la curva di carico. PROGRAMMATORE ANATOMICO AUTOMATICO Questo modo è anche definito a “tecniche predisposte”, l’operatore non deve più scegliere il fuoco, i kV, i mA e il tempo di esposizione, perché tutti questi dati vengono prememorizzati nella memoria del tavolo di comando e l’operatore deve solo scegliere un pulsante per richiamare i parametri richiesti per il distretto anatomico oggetto dell’esame radiografico da eseguire. Su alcuni tavoli si predispongono uno schema anatomico raffigurante i vari organi del corpo umano, identificati da numeri o sigle, e per ciascuno viene predisposto un pulsante o una tastiera sulla quale digitare il numero corrispondente alla zona da esaminare. Spesso è anche possibile introdurre delle variazione ai dati impostati per tener conto della corporatura del paziente. Il principale vantaggio di questa tecnica consiste nel rendere l’impiego del sistema radiologico molto semplice e adatto anche ad un operatore che non abbia molta esperienza nell’impostazione dei parametri radiografici. 26 RADIOLOGIA 1. TRADIZIONALE – “ANALOGICA”: Le informazioni sono direttamente collegate alla proprietà fisiche dei materiali e degli strumenti in gioco: In pratica abbiamo grandezze rappresentate con altre grandezze legate alle prime da relazioni note 2. DIGITALE: Le informazioni sono rappresentate da numeri, da cifre binarie 1. RADIOLOGIA TRADIZIONALE Immagini analogiche: il rivelatore del segnale proveniente dal paziente è anche il supporto sul quale l'immagine si forma direttamente e che ne consente la visualizzazione. Immagine radiografica su pellicola: i raggi X emergenti dal paziente vanno a impressionare le diverse zone della pellicola in misura maggiore o minore a seconda dell'attenuazione che hanno subito attraversando i vari organi in esame. L'immagine radiografica, così, rappresenta in modo continuo la grandezza fisica che convoglia l'informazione diagnostica. 2. RADIOLOGIA DIGITALE La radiologia digitale è la tecnica che traduce un'immagine radiologica convenzionale in forma digitale, i cui dati sono cioè espressi in forma numerica. Immagini digitali: L'immagine digitale è, invece, il risultato di un processo di campionamento e quantizzazione: il segnale in uscita dal paziente viene misurato per ciascun punto di un insieme finito e predeterminato di punti (campionamento spaziale), in modo da associare a ogni punto il valore numerico risultante dal processo di quantizzazione. Quest'ultima consiste nel suddividere il campo di variabilità del segnale in un numero finito di intervalli in ciascuno dei quali il segnale viene sostituito da un particolare valore numerico, rappresentativo di quell'intervallo. Nel caso di immagini bidimensionali il processo di digitalizzazione consiste nel suddividere l'immagine in una griglia di quadratini, chiamati Pixel (picture elements). Con questa procedura si genera una matrice, le cui dimensioni corrispondono al numero di quadratini generati sull'immagine e a ogni pixel corrisponde un valore numerico; se si assegna a ciascun numero un corrispondente livello di grigio, secondo una scala predeterminata, si può successivamente ricostruire l'immagine analogica convenzionale. - dimensioni della matrice - livelli di grigio disponibili FORMAZIONE IMMAGINI DIGITALI Nella radiologia moderna si fa ampio uso di immagini digitali: - Radiografia Computerizzata (CR) - Radiografia Diretta(DR) - Fluoroscopia Digitale - Tomografia Computerizzata (CR) - Risonanza Magnetica (RM) - Ecografia - Medicina Nucleare - Sistemi di Diagnostica per Immagini moderni 27 DEFINIZIONE DI PIXEL Il pixel è quindi la più piccola regione dell’immagine che può avere un determinato valore numerico espresso in termini binari e all’interno della quale regione il valore numerico considerato si mantiene costante. Il pixel ha una importanza fondamentale in radiologia digitale perché condiziona, come si vedrà, la risoluzione spaziale ed il parametro “campo di vista” (Field Of View: FOV). La correlazione “immagine reale-immagine digitale” è ottenibile utilizzando il concetto di matrice di m righe e di n colonne (generalmente con m=n) in cui il valore numerico dell’elemento generico della matrice Pij è esattamente il valore del corrispondente pixel dell’immagine. CARATTERISTICHE DELLA MATRICE L’”ampiezza della matrice”, per un determinato campo di immagine, ha un ruolo fondamentale sull’informazione spaziale, poiché determina la dimensione del pixel, mentre il valore di ciascun elemento della matrice viene espresso da un numero di cifre binarie per poter poi ricorrere ad una elaborazione con il calcolatore. In altre parole la gamma di valori che ciascun pixel può assumere viene espressa in un numero N di bit che equivalgono a 2^N valori diversi QUALITA’ IMMAGINE I parametri principali di valutazione delle immagini sono:  Digitale risoluzione spaziale  Risoluzione di contrasto  Rapporto segnale/rumore RISOLUZIONE SPAZIALE RADIOLOGIA ANALOGICA: molto elevata, dipende dalle dimensioni dei granuli della gelatina fotosensibile della pellicola RADIOLOGIA DIGITALE: dipende dalle dimensioni dei pixel e dalle dimensioni del campo di vista 30 MISURA DELLA RISOLUZIONE SPAZIALE Frequenza spaziale (f) = numero di coppie di linee al millimetro (pl/mm) Dimensioni del pixel (d) Normalmente si considera la relazione: f = 1 / (2 d) SISTEMA ANALOGICO Intensificatore immagine da 23 cm (9”) Risoluzione standard con f = 3 – 4 pl/mm SISTEMA DIGITALE FOV= 23 cm f = 1 / (2 d) MATRICE 512 X 512 → d = 0,4 mm; f = 1,25 pl/mm MATRICE 1024 X 1024 → d = 0,2 mm; f = 2,50 pl/mm Lezione 5 23/03/2022 RISOLUZIONE DI CONTRASTO Capacità di distinguere punti che abbiano differente luminosità nell’immagine finale risoluzione di contrasto è rappresentata dai livelli di grigio. CONTRASTO significa “differenza” 1) Di fatto è una delle caratteristiche più importanti di una immagine digitale 2) Può essere nella forma di diversi colori, diverse luminosità o diversi livelli di grigio 3) Una struttura patologica è visibile solo se esiste sufficiente contrasto (differenza) con le strutture vicine (background) 4) Quando si assegna un valore (un numero) al contrasto questo indica la differenza tra due specifici punti nell’immagine 5) Il contrasto indica differenze fisiche nelle caratteristiche del tessuto esplorato (in Rx e CT per esempio la diversa densità del tessuto in esame mentre in medicina nucleare la diversa attività dei tessuti) Perché una struttura nel corpo sia visibile bisogna che esista un certo grado di contrasto ma anche che l’apparecchiatura che uso (e le impostazioni utilizzate) sia in grado di rivelare la differenza con il fondo. ADEGUATEZZA DEL CONTRASTO 31 Se aumenta la sensibilità di contrasto del sistema? Si rendono visibili strutture che differiscono meno nelle differenze fisiche dei tessuti esplorati. Se la struttura era già visibile nella immagine digitale l’effetto è un aumento del contrasto dell’immagine digitale ovvero la struttura “risalta” di più sul “fondo”. In genere possiamo dire (anche se non sempre è così facile...) che la CT ha una migliore risoluzione di contrasto della Rx tradizionale. Si pensi a quanto meglio la CT riesce a distinguere I tessuti molli. RISOLUZIONE DI CONTRASTO LIVELLI DI GRIGIO RADIOLOGIA ANALOGICA: infiniti dal bianco al nero RADIOLOGIA DIGITALE: finiti, dipendono dal “range” dinamico numero di bit per pixel RANGE DINAMICO Numero bit → livelli di grigio Nonostante il ridotto numero di livelli di grigio, la radiologia digitale ha una risoluzione di contrasto superiore a quella della radiologia analogica. Questo è dovuto al fatto che l’occhio umano ha la capacità fisiologica di distinguere differenze di contrasto non superiori al 3%, quindi circa 30-40 livelli di grigio. Nella radiologia digitale possiamo scegliere la scala dei grigi, cioè possiamo aprire la “finestra” e porre il “livello” sulle tonalità di grigio che ci interessano e all’interno di questo intervallo di valori scelto, applicare tutti i possibili livelli di grigio percettibili dall’occhio dell’operatore. Questa operazione, molto utilizzata in TC e nella radiologia digitale, prende il nome di “finestra” o “windowing”. RAPPORTO SEGNALE/RUMORE Sorgenti di rumore in un sistema radiologico: 32 SISTEMA LETTURA PLATE CR CONVERTITORE Analogico-Digitale SISTEMI CR Il segnale viene campionato ad una certa frequenza: nel caso dei sistemi CR la frequenza di campionamento è correlata alle intensità di fluorescenza fotostimolata emesse dall’IP. CANCELLAZIONE PLATE Al termine della scansione laser sull’IP rimane un segnale residuo determinato dagli elettroni ancora presenti. L’eliminazione di tale segnale, ovvero la cancellazione del plate, avviene per mezzo di tubi fluorescenti che emettono una luce molto intensa. A questo punto il plate è pronto per una successiva esposizione. 35 RADIOGRAFIA DIGITALE DIRETTA (DR) I sistemi di Radiografia Digitale Diretta si basano sulla sostituzione delle tradizionali pellicole radiografiche o delle piastre IP con un sensore semiconduttore a matrice che trasforma direttamente le informazioni di densità contenute nel fascio di raggi X che lo colpisce in segnali elettrici di tipo digitale. I vantaggi principali sono: - Produzione immagine digitale che permette post-elaborazione, archiviazione e trasmissione; - Possibilità di osservare strutture anatomiche con differente coefficiente di assorbimento dei raggi X (come ossa e parti molli), in un’unica immagine, utilizzando la scala dei grigi e le finestre; Tecnologicamente sono state sviluppate due tipologie diverse di sistemi DR:  SISTEMA LINEARE: utilizza una serie lineare di rivelatori che effettuano una scansione della zona di interesse  SISTEMA A MATRICE: utilizza una serie di rivelatori disposti a matrice SCHEMA DI PRINCIPIO SISTEMA DR LINEARE (ARRAY) Il “sistema lineare” è in grado di registrare la posizione dei singoli rilevatori e il segnale di ciascuno di essi per formare un’immagine; necessita di pochi rilevatori, ma richiede un maggior tempo per la formazione di una singola immagine, con un conseguente aumento del carico termico del tubo radiogeno e la possibilità di artefatti dovuti al movimento del paziente. Necessita di un complesso sistema meccanico di movimentazione del rilevatore, sincronizzato con il tubo radiogeno. I sistemi lineari sono utilizzati principalmente per apparecchiature radiografiche toraciche. 36 SCHEMA DI PRINCIPIO SISTEMA DR A MATRICE Nel “sistema a matrice” ciascun rilevatore fornisce i dati relativi ad un pixel. Il “sistema a matrice” necessita di un numero molto elevato di rilevatori per ottenere un’immagine che in termini di risoluzione spaziale sia analoga a quella ottenuta con i sistemi lineari, ma risulta molto veloce nel tempo di acquisizione della singola immagine. Radiografia digitale diretta (DR) – Vantaggi principali: - Produzione immagine digitale che permette post-elaborazione, archiviazione e trasmissione - Range dinamico molto elevato - Alto valore del rapporto segnale /rumore - Caratteristiche costanti nel tempo - Assenza movimentazione cassette - Migliore flusso di lavoro I limiti principali sono: - Disponibilità di non tutti i formati per l’acquisizione - Non compatibilità con i sistemi radiologici tradizionali - Costi di acquisto elevati DR: TIPOLOGIE RILEVATORI Per quanto riguarda la tipologia dei rilevatori sul mercato sono presenti due “famiglie” di rilevatori: 1. Sistemi a CONVERSIONE INDIRETTA 2. Sistemi a CONVERSIONE DIRETTA che sono stati a loro volta sviluppati dai vari costruttori con l’utilizzo di diversi componenti elettronici 37 La conversione diretta è così chiamata in quanto all’interno del sensore il fascio di fotoni X viene convertito direttamente in un segnale elettronico, senza passaggi intermedi. Il fotone X viene assorbito da uno spessore di selenio amorfo, creando una coppia elettrone-buca; queste cariche vengono raccolte, tramite l’azione di un campo elettrico, dalla sottostante matrice TFT al silicio, che mantiene memoria della posizione in cui il fotone è stato assorbito. La raccolta continua durante tutta l’esposizione e al termine di questa, riga per riga, le cariche elettriche sono mandate all’esterno lungo dei microcircuiti, ad un ritmo dato dal clock del sensore. La digitalizzazione viene effettuata nel sensore stesso da convertitori A/D ad alta velocità. I dati sono quindi trasmessi uno dopo l’altro al computer di controllo, che ricostruisce l’immagine. I sensori a conversione diretta presentano un’alta risoluzione, poiché per effetto dell’azione del campo elettrico, gli elettroni e le buche seguono un percorso rettilineo fino al punto di raccolta, tenendo così traccia dell’esatto punto in cui è stato assorbito il fotone X. Il risultato è un profilo molto sottile del segnale, attorno al punto originale. Il fattore di copertura della matrice è di circa l’80%, ma l’efficienza di conversione risulta inferiore al sistema indiretto. SCINTILLATORE 40 NORMALMENTE RIVELATORE SOTTO UNA NUOVA PROSPETTIVA La tecnologia: - Strato scintillatore GOS/Csi - Tecnologia ISS: Irradiation Side Samplin 41 [ (&) CSS method + Direct depositioned Csl (Conventional) (0) Conversione raggi x — luce Csi scintillator Photodiode array — ! Well-orystallized section as Ampia distanza | tra luogo di =) CONVErsione e Photodiode Golan fotodiodo array (Ughi a ecliaed) zona ad alta diffusione/dispersione ottica Conversione raggi x- luce isl (Conventional) (b) ISS method + Adhesively coupled Csl x AC Glass substrate Ridotta iù tra i CSI scintillator uogo di - conversione e ] i i Photodiode ! fotodiodo Well-crystallized { Lo. È (Light is well guided.) i (Lightis scattered .)_r i zona ad alta diffusione/dispersione sti == ° Metto la matrice a fotodiodi prima dello scintillatore I fotoni X incidenti sui fosfori della finestra di ingresso vengono convertiti in fotoni luminosi in modo proporzionale al flusso di fotoni X incidenti; nella maggior parte dei sistemi presenti sul mercato il rivestimento fluorescente viene realizzato con ioduro di cesio, che assicura un ottimo fattore di assorbimento per fotoni X nel campo 50- 150 kV. A contatto dello strato fluorescente è posto il foto catodo: è formato da un sottile strato metallico formato da leghe di antimonio e cesio che emette elettroni a seguito di una eccitazione luminosa. Gli elettroni emessi dal foto catodo vengono accelerati per mezzo di una differenza di potenziale (20-30.000 V) presente nella regione immediatamente superiore al foto catodo e l’anodo. Questi elettroni accelerati collidono sui fosfori depositati sulla finestra di uscita, dando luogo alla formazione dell’immagine finale. DIMENSIONI Le dimensioni del campo di ingresso degli intensificatori di immagine più utilizzati attualmente si sono standardizzate sui formati 6”, 9”o 12”(pollici). Il formato 6”viene utilizzato quasi esclusivamente per intensificatori di immagini montati su sistemi radiologici mobili per uso in sala operatoria e pronto soccorso. Il formato 9”viene utilizzato principalmente per installazioni radiologiche fisse per indagini cardiologiche ed emodinamiche. Il formato 12”viene utilizzato principalmente per sistemi radiologici fissi per indagini di tipo angiografico e vascolare periferico. INTENSIFICATORE DI BRILLANZA PARAMETRI  Fattore di conversione  Rumore di fondo  Rapporto di contrasto  Risoluzione spaziale  Persistenza (o tempo di decadimento)  Distorsione spaziale  Efficienza di detezione quantica (DQE) FATTORE DI CONVERSIONE Il fattore di conversione si definisce come la luminosità dell’immagine sullo schermo di uscita per unità di superficie per una prefissata intensità di dose di fotoni X incidenti sullo schermo di ingresso. Viene espresso in Cd/m2 su μGy/s [candele al metro quadro / micro Gray al secondo] e viene misurato impiegando una 45 radiazione a 80 kV filtrata con 20 mm di Al. I valori tipici del fattore di conversione dipendono dal formato dell’intensificatore stesso: per un intensificatore da 23 cm è di circa 20 Cd/m2 su μGy/s. RUMORE DI FONDO È un parametro che caratterizza l’attitudine di un tubo intensificatore d’immagine a riprodurre fedelmente (sotto forma di immagine luminosa di uscita) ciascun quanto di informazione dell’immagine discontinua costituita dai fotoni X incidenti. Poiché i fotoni prodotti fluttuano attorno ad un valore medio, l’immagine di uscita presenta come conseguenza un’intensità luminosa che fluttua intorno ad un valore medio. Questa fluttuazione costituisce il “rumore di fondo”. RAPPORTO DI CONTRASTO È un parametro che indica la capacità dell’intensificatore a rendere apprezzabili le differenze di quantità di radiazione incidente. Viene misurato, secondo una procedura fissata da normative internazionali, come il massimo rapporto di due intensità luminose al centro dello schermo. Normalmente il rapporto di contrasto per un buon intensificatore è di 20:1 (fino a 35:1 di solito). RISOLUZIONE SPAZIALE Questo parametro valuta le dimensioni del dettaglio più piccolo che un osservatore è in grado di percepire sul fotocatodo dell’intensificatore. Si esprime in paia di linee per centimetro (pl/cm) o per millimetro (pl/mm) e si misura secondo una procedura fissata da normative internazionali. La risoluzione spaziale è legata al tipo di fosfori utilizzati, al materiale con cui è costruita la finestra di ingresso, allo spessore della finestra di ingresso (aumentando lo spessore aumenta la diffusione dei fotoni X e si ha una perdita di risoluzione). Mediamente il potere di risoluzione massimo di un intensificatore è di circa 45 pl/cm. PERSISTENZA (TEMPO DI DECADIMENTO) È chiamata persistenza quel particolare fenomeno per cui le sostanze fluorescenti mantengono la loro luminosità per un certo intervallo di tempo, anche dopo che è cessata l’azione dei fotoni X che hanno provocato l’eccitazione. Negli intensificatori d’immagine la persistenza è definita come il tempo in cui la luminosità misurata sullo schermo di uscita si riduce al 90%, partendo dal momento in cui la radiazione incidente viene interrotta. Nei moderni intensificatori ha un valore di circa 3 ms. Questo fattore è molto importante per l’utilizzo dell’intensificatore nelle tecniche radiologiche dinamiche utilizzate per indagini su organi in movimento (per esempio il cuore): determina la “risoluzione temporale” del sistema. DISTORSIONE SPAZIALE La distorsione si può misurare con la formula D = 100 * (Ip-Ic) / Ic dove Ip è l’ingrandimento misurato in periferia dell’immagine e Ic è l’ingrandimento misurato al centro dell’immagine. La distorsione spaziale è dovuta alla difficoltà di realizzare un controllo accurato di tutto il flusso di elettroni sullo schermo di uscita Il fenomeno più ricorrente è quello noto come effetto “cuscino”, che dà luogo ad un arcuamento delle linee rette in prossimità dei bordi dell’immagine, accompagnato anche da una perdita di luminosità. EFFICIENZA DI DETEZIONE QUANTICA (DQE) La percentuale di fotoni che viene convertita in un segnale utile deve essere massimizzata!!! È un parametro quindi che identifica la relazione tra la dose utilizzata ed il rumore “quantico”dell’immagine finale. Questo parametro prende in considerazione non solo la capacità di assorbimento della radiazione incidente da parte dello schermo primario, ma anche del deterioramento del rapporto segnale/rumore 46 dovuto ai processi di conversione dei fotoni X in luce e poi in elettroni che avvengono all’interno dell’intensificatore. Valuta la performance dei detettori nel registrare l’informazione ricevuta. DQE < 100% Misura del livello di rumore ottenuta comparando il rumore di un detettore con quanto atteso in un detettore ideale con le stesse caratteristiche di rapporto segnale/rumore (SNR). DQE = SNR2 recorded/SNR2 input L’efficienza di detezione quantica è definita come il rapporto fra il quadrato del rapporto segnale/rumore dell’immagine in uscita ed il quadrato del rapporto segnale/rumore in ingresso. Pellicola: 25% CR: 20-35% DR conversione indiretta: 60-70% DR conversione diretta: 35% Dato che il rapporto segnale/rumore in ingresso dipende sostanzialmente dalla dose utilizzata, la DQE può anche essere definita, per una data qualità del fascio, come: Pertanto un intensificatore dotato di un maggiore DQE produce, a parità di dose in ingresso, una immagine con un migliore rapporto segnale/rumore Il DQE è quindi il parametro utilizzato per giudicare le prestazioni del tubo intensificatore, soprattutto nei confronti del rumore di fondo. SISTEMI DR PER SCOPIA DETETTORI DINAMICI (FLAT DETECTOR) A partire dai primi anni 2000 sono apparsi sul mercato i primi sistemi angiografici che adottavano un nuovo dispositivo di formazione dell’immagine radiologica in sostituzione dell’intensificatore di brillanza: il detettore dinamico piano o Flat Detector (o Flat Panel). Il FD è un dispositivo allo stato solido avente un campo di acquisizione quadrato (in cardiologia) o rettangolare (in vascolare). Uno dei vantaggi del dispositivo digitale è l’uniformità di risposta su tutta la superficie utile, sia in termini di risoluzione spaziale sia in termini di guadagno di conversione. Sono quindi completamente assenti le deformazioni “a cuscino” tipiche degli intensificatori di brillanza tradizionali e il degrado nel tempo delle prestazioni, tipiche dei dispositivi con tecnologia sottovuoto. La tecnologia dei detettori digitali dinamici è identica al detettori DR a conversione indiretta visti precedentemente: uno strato di ioduro di sodio dello spessore di circa mezzo millimetro converte la 47 l’IB può introdurre alterazioni dell’immagine come perdita di dettaglio o saturazione dei fosfori. Parte di questi problemi vengono superati dai sistemi con Flat-Panel dinamico digitale diretto (FP). SISTEMI ANGIOGRAFICI DIGITALI Le immagini analogiche in uscita dall’intensificatore di brillanza della telecamera vengono trasformate attraverso il convertitore analogico/digitale in una immagine digitale formata da una matrice o acquisite direttamente in digitale con i flat panel. La risoluzione del sistema è pertanto determinata: - dalle dimensioni della matrice (n. di pixel) per quanto riguarda la risoluzione spaziale - dal numero di bit utilizzati in ogni pixel per quanto riguarda la risoluzione di contrasto. Si noti che in angiografia convenzionale sono disponibili sistemi con risoluzione spaziale pari a 5 pl/mm, nettamente superiori alla risoluzione di 2 pl/mm dei primi sistemi di AD con matrici 512x512 e grande campo di vista (FOV). Il passaggio a matrici con dimensioni superiori 1024x1024 ha permesso di migliorare nettamente anche la risoluzione spaziale. Le fasi dello studio angiografico digitale sono: 1. Acquisizione dell’immagine MASCHERA 2. Acquisizione dell’immagine VIVA 3. Processi di post-processing DIGITALI (SOTTRAZIONE – MOLTIPLICAZIONE E REGOLAZIONE CONTRASTI) 1. SOTTRAZIONE TEMPORALE D’IMMAGINE La “sottrazione d’immagine”, che già veniva utilizzata nei sistemi tradizionali analogici, ha avuto un ulteriore e determinante sviluppo con l’avvento della radiologia digitale. Infatti in AD vengono acquisite immagini prima dell’arrivo del mezzo di contrasto, che sono utilizzate per la sottrazione digitale dalle immagini acquisite dopo l’iniezione del mezzo di contrasto; in questo modo migliora la risoluzione in contrasto e viene eliminata la perdita d’informazione relativa alla sovrapposizione delle strutture vascolari con strutture ad alta densità. Il processo prevede una serie di immagini dopo l’iniezione del mezzo di contrasto (da 2 a 10) alle quali viene successivamente sottratta l’immagine ottenuta prima dell’iniezione del mdc, chiamata anche “maschera” La sottrazione temporale di immagine può essere ottenuta attraverso immagini pre o post iniezione del mdc. DIGITAL SUBTRACTION ANGIOGRAPHY 50 ANGIOGRAFIA DIGITALE FASE 1: Acquisizione dell’immagine MASCHERA (esame diretto) INIEZIONE MEZZO DI CONTRASTO FASE 2: Acquisizione dell’immagine VIVA FASE 3: Sottrazione digitale FASE 4: Moltiplicazione digitale e regolazione dei contrasti FASE 1: Acquisizione dell’immagine MASCHERA (esame diretto) INIEZIONE MEZZO DI CONTRASTO FASE 2: Acquisizione dell’immagine VIVA FASE 3: Sottrazione digitale FASE 4: Moltiplicazione digitale e regolazione dei contrasti FASE 1: Acquisizione dell’immagine MASCHERA (esame diretto) INIEZIONE MEZZO DI CONTRASTO FASE 2: Acquisizione dell’immagine VIVA FASE 3: Sottrazione digitale 51 FASE 4: Moltiplicazione digitale e regolazione dei contrasti FASE 1: Acquisizione dell’immagine MASCHERA (esame diretto) INIEZIONE MEZZO DI CONTRASTO FASE 2: Acquisizione dell’immagine VIVA FASE 3: Sottrazione digitale FASE 4: Moltiplicazione digitale e regolazione dei contrasti FASE 1: Acquisizione dell’immagine MASCHERA (esame diretto) INIEZIONE MEZZO DI CONTRASTO FASE 2: Acquisizione dell’immagine VIVA FASE 3: Sottrazione digitale FASE 4: Moltiplicazione digitale e regolazione dei contrasti ANGIOGRAFIA DIGITALE MODIFICA CONTRASTI 52 SISTEMI RADIOGRAFICI DIGITALI DIRETTI (DR) Le apparecchiature si distinguono dalla tecnologia del flat panel impiegata e mantengono la funzionalità e la configurazione delle sale diagnostiche tradizionali. I sistemi digitali attualmente disponibili sono stati progettati per applicazioni in radiodiagnostica ossea, toracica e di pronto soccorso. Le più importanti configurazioni disponibili sul mercato sono le seguenti: - apparecchio radiologico digitale con un solo detettore - apparecchio radiologico digitale polifunzionale con due detettori - apparecchio radiologico polifunzionale ad arco con singolo detettore. SISTEMI RADIOGRAFICI DIGITALI DIRETTI (DR) apparecchio radiologico digitale con un solo detettore Utilizzati per gli esami al torace e dedicati alla radiologia ossea e/o addominali con pazienti in piedi. Il sistema è costituito da una struttura simile a quella di un teleradiografo con detettore digitale incorporato, ampi movimenti sincronizzati e autocentranti tubo/detettore digitale. Sia il detettore digitale che il tubo radiogeno sono montati su stativo a colonna a pavimento. SISTEMI RADIOGRAFICI DIGITALI DIRETTI (DR) apparecchio radiologico digitale polifunzionale a due detettori Composto da un tavolo radiografico con piano porta paziente elevabile in altezza e detettore digitale incorporato, più un teleradiografo digitale con piano ribaltabile (per esempio da – 20° a +90°). Normalmente lo stativo è autocentrante e con movimenti servoassistiti su entrambi i detettori e permette l’esecuzione di qualunque tipologia di esame e su qualunque tipologia di paziente (pazienti allettati o su speciali barelle). SISTEMI RADIOGRAFICI DIGITALI DIRETTI (DR) apparecchio radiologico digitale polifunzionale ad arco con singolo detettore Più soluzioni che prevedono • l’utilizzo di uno stativo ad “arco a C” o di un “arco a U” montati a soffitto con tubo radiogeno in posizione opposta al detettore • l’utilizzo di strutture meccaniche asservite con doppio stativo pensile oppure apparecchio con arco a C a pavimento, con movimenti del tubo/detettore motorizzati e sincroni ed in grado di coprire le varie tipologie della radiodiagnostica ossea e di pronto soccorso • l’utilizzo di un teleradiografo digitale ribaltabile accoppiato ad uno stativo a soffitto porta tubo radiogeno, con movimenti sincronizzati. Il teleradiografo digitale è dotato di uno speciale braccio porta detettore di ampie dimensioni, in grado di lavorare con paziente in piedi e/o sdraiato su barella trasparente. 55 SISTEMI RADIOLOGICI PORTATILI • radiologici portatili per grafia - tradizionali - digitali (cr e dr) • radiologici portatili per scopia - tradizionali con intensificatore immagini - -digitali DR RADIOLOGICI PORTATILI PER GRAFIA L’unità radiografica mobile è costituita da un basamento mobile su ruote, sul quale è fissato un contenitore (rack) che racchiude il generatore di alta tensione ed i componenti elettrici ed elettronici dell’unità; sul basamento è fissato anche uno stativo con braccio articolato che porta il complesso radiogeno, alimentato da una coppia di cavi di alta tensione, con il relativo diaframma localizzatore del fascio di raggi X; sulla parte superiore del rack è disposto il modulo di comando per il funzionamento e per il controllo delle tecniche di esame. Queste unità, dovendo permettere spostamenti agevoli, sono caratterizzate da peso ed ingombro ridotti. Nelle fasi di spostamento lo stativo assume una specifica posizione di parcheggio, in modo da ridurre il più possibile l’ingombro laterale dell’apparecchio. Il movimento può essere ottenuto manualmente a spinta, mediante sblocco di freni meccanici, oppure a motore alimentato da batterie interne poste nel rack del sistema. Movimenti del complesso tubo – guain RADIOLOGICI PORTATILI PER GRAFIA DIGITALI (CR) Il metodo CR (Computed Radiography), come già illustrato precedentemente, è un sistema di digitalizzazione indiretta delle immagini che ha l’inconveniente di dover usare le cassette, come avviene con quelle tradizionali, e la lettura delle cassette a fosfori deve essere fatta su l’unità di lettura, normalmente posta presso il reparto di Radiologia. Questo comporta, nel caso di utilizzo su sistemi mobili, alcune complessità pratiche e, rispetto alla tecnologia tradizionale, non introduce particolari vantaggi nell’esecuzione dell’esame; i vantaggi sono solo nella parte di archiviazione e trasmissione delle immagini digitali acquisite. RADIOLOGICI PORTATILI PER GRAFIA DIGITALI (DR) Il metodo DR (Direct Radiography) è quello che impiega un Flat Panel allo stato solido al silicio amorfo, capace di acquisire immagini digitali di grande formato, per esempio 40x40 cm, trasferire via rete o in modo wireless, con standard DICOM 3 e con protocolli usati in teleradiologia, direttamente le immagini al reparto di radiologia per la diagnosi e l’archiviazione. 56 RADIOLOGICI PORTATILI PER SCOPIA I recenti sviluppi tecnologici hanno permesso di produrre apparecchiature con capacità di acquisire immagini fluoroscopiche di elevata qualità, risoluzione e con prestazioni tecniche e funzionali tali da proporsi anche come valida alternativa agli impianti per radioscopia fissi. I principali settori di applicazione sono i seguenti: 1) Chirurgia ortopedica e traumatologica; 2) Chirurgia addominale e urologica; 3) Procedure diagnostiche cardiologiche (elettrofisiologia, impianti di pace-maker,ecc.) 4) Procedure diagnostiche ed interventistiche vascolari e cardiovascolari (emodinamica, angioplastica, ecc.) 5) Applicazioni chirurgiche particolari (per esempio microchirurgia degli arti, ecc.) L’unita radioscopica mobile è costituita da un basamento mobile su ruote, normalmente tre disposte a triangolo, sul quale sono disposti un rack che racchiude i componenti elettronici in bassa tensione; nella parte superiore è posizionato il modulo di comando delle funzioni operative, ed uno stativo ad arco, normalmente nella forma di arco a “C”, che porta in posizioni contrapposte un generatore di alta tensione a monoblocco con relativo tubo radiogeno e un intensificatore di immagine con telecamera. Il sistema comprende un secondo rack contenente il processore di acquisizione e di elaborazione delle immagini, la consolle di gestione, singolo o doppio monitor diagnostico ad alta risoluzione, stampante termica o su film. Il tutto è completato dal comando a pedale per la scopia. I sistemi più evoluti sono caratterizzati dall’isocentrismo tridimensionale, cioè la capacità di mantenere il centro del campo di vista durante l’esecuzione di tutte le proiezioni necessarie, laterali, controlaterali e cranio-caudali, senza dover ricentrare l’apparecchio. 57 Image Quality Comparison Image quality of VG-processed image is at high diagnostic level even compared to images acquired with real grid. Processing Adjustment VG allows changing processing in accordance with type of grid simulation, even after the acquisition. 60 2. Technology for Virtual Grid VG consists of two technologies for image quality enhancement. Primary and Scatter Radiation Primary Radiation (PR): Going straight through patient body visualized as contrast. Scatter Radiation (SR): Passing through patient body with changing the direction. What is grid? The ratio of scatter radiation removal and primary radiation permeation depends on grid ratio and material of interspacer. 61 Mechanism of Grid Effect - Grid has high PR permeation rate and low SR permeation rate - Even though the amount of PR and SR differs in each part, X-ray signal after passing though grid has high PR portion. 62 - Study in X-ray Room with D-EVO GL; Grid changing is necessary. 4. Configuration -It is necessary to Install on Console Advance* before use. -VG can applicable for images acquired with CR and FPD. *Application for all body parts is from v9.0 or later. With v8.1, it is applicable only for chest and abdomen. Also, Console Advance that is compatible with Software Licence Control is mandatory for VG 5. Image Gallery Virtual Grid is applicable for all body parts with Console Advance*. 65 Lezione 6 06/04/2022 CURVA CONTRASTO-DETTAGLIO-DOSE L’avvento della radiologia digitale, ed in particolare della TC, ha condotto ad enfatizzare l’importanza del contrasto per la qualità dell’immagine diagnostica. Per ogni sistema radiografico, ad una data esposizione radiante, vi è una precisa relazione fra capacità del sistema di rappresentare un dettaglio di una certa grandezza (risoluzione spaziale) ed il suo contrasto radiografico. È stato sviluppato il concetto della curva contrasto-dettaglio-dose che correla questi tre parametri. Una Curva Contrasto Dettaglio (CD) si ottiene esponendo ad un fascio RX un fantoccio “Contrasto-Dettaglio” che contiene oggetti costituiti da un materiale di diverso coefficiente di attenuazione rispetto al materiale del fantoccio con dimensioni e spessori (contrasto) variabili. Per ciascun diametro viene valutata la Soglia di Contrasto a cui esso risulta ancora “visibile/percepibile”. La Teoria di Rose definisce la soglia di contrasto (C) in funzione dell’area dell’oggetto (per dettagli circolari in funzione del diametro dell’oggetto (D)); studi sulle caratteristiche del sistema visivo umano hanno dimostrato che la soglia di contrasto segue la legge: C*D = costante Tale legge è valida in condizioni “ideali” (background uniforme, assenza di scattering che produce rumore aggiuntivo sull’immagine) e per un intervallo limitato di dimensioni dell’oggetto. Le curve cosiddette “migliori” sono quelle inferiori, ovvero quelle per cui a parità di dimensione di oggetto si ottiene una soglia di visibilità con contrasto più basso. Nessuna modalità è ottimale per oggetti di qualsiasi dimensione e contrasto. Per esempio per vedere strutture molto fini ad alto contrasto, l’accoppiata schermo- pellicola della radiologia convenzionale è ideale. Per oggetti più grandi a basso contrasto, la TC risulta nettamente superiore. La radiologia digitale si trova in posizione intermedia fra questi due estremi. 66 FUNZIONE DI TRASFERIMENTO DELLA MODULAZIONE (MTF) Definita la frequenza spaziale (paragonabile alla sensibilità al contrasto), è possibile descrivere graficamente la capacità di un sistema di ritrarre con precisione un oggetto a seconda della stessa. La MTF è un metodo utilizzato per rappresentare la fedeltà del sistema nel passare le informazioni all’osservatore, oltre che un valido strumento di misura per mettere a confronto scanner e sistemi radiografici diversi. Il parametro si basa sull’osservazione che gli oggetti riprodotti in un’immagine diagnostica possono essere convenientemente rappresentati in termini di frequenza spaziale (nello stesso modo in cui i suoni di una musica si possono rappresentare come frequenze temporali). Così un oggetto con margini marcati, ben distinti dalle strutture circostanti, avrà alte frequenze spaziali (possibilità di distinguere più paia di linee per unità di lunghezza), mentre un oggetto a margini sfumati, avrà basse frequenze spaziali. Si calcola come il rapporto tra l’accuratezza dell’immagine rispetto all’oggetto effettivo scansionato in una scala che varia da “zero” (immagine vuota, senza alcuna rappresentazione dell’oggetto reale) ad “uno” (esatta rappresentazione dell’oggetto), per ogni frequenza spaziale possibile nel sistema (cioè per ogni dimensione d’oggetto). La scala da zero ad uno può essere anche rappresentata in percentuale (0% - 100%) Nella figura in cui sono rappresentati due grafici (MTF/frequenza spaziale) di due scanner differenti (A e B), si evince come lo scanner B abbia migliore risoluzione spaziale dello scanner A, ed a parità di MTF lo scanner B abbia sempre più alto valore di frequenza spaziale riuscendo quindi a rappresentare più paia di linee nell’unità di spazio, ovvero oggetti più piccoli. In radiologia tradizionale (con l’accoppiata schermo/pellicola) si raggiungeva la risoluzione di 7 lp/mm, in radiologia digitale il valore è sceso a 5 lp/mm. In TC si ha una risoluzione (sull’asse XY) molto più bassa, pari a 1 lp/mm. Si confrontano due sistemi che, pur possedendo gli stessi valori di risoluzione spaziale massima, presentano valori di MTF diversi. Il sistema B, a parità di risoluzione spaziale, produrrà una migliore qualità di immagine Sull'asse verticale troviamo i valori da 0 a 1 (o tra 0% e 100%) i quali indicano in che percentuale viene trasmesso il contrasto di due linee (una bianca e una nera). Ovviamente un valore pari ad 1 fa sì che l'operazione sia virtualmente perfetta, trasferendo il 100% delle differenze tra una linea bianca e una nera. 67 CARATTERISTICHE STRUTTURALI Gli iniettori, dotati di elevata manovrabilità, possono assumere svariate configurazioni:  apparato d'iniezione girevole per consentire un elevato numero di posizioni;  apparato d'iniezione staccabile con il pannello di controllo separato;  montaggio su un piedistallo, un tavolo operatorio o a soffitto con il pannello di controllo nella sala comandi della diagnostica radiologica. CARATTERISTICHE DI SICUREZZA Le misure di sicurezza integrate negli iniettori prevedono:  interruttore secondario rispetto al pulsante di accensione, per prevenire avvii accidentali.  interruttore aggiuntivo che permette di iniziare o terminare un'iniezione, oltre al secondario e al pulsante di accensione.  regolatori di accelerazione del motore di movimentazione del sistema di erogazione;  dispositivi di limitazione della pressione per il controllo della massima pressione;  sensori di rilevamento aria (oltre altre misure come la trasparenza delle siringhe o l'apparato d'iniezione puntato verso il basso consentendo all'aria di distribuirsi dalla parte opposta a quella di iniezione);  stop di tipo meccanico o elettronico del sistema, aggiuntivo rispetto al volume impostato, per evitare una somministrazione eccessiva di mezzo di contrasto. INIETTORI PER TAC In presenza di TAC multistrato ad acquisizione di un elevato numero di strati (64 o maggiore) ad alta risoluzione, si utilizzano iniettori a due o tre vie. Due sono impiegate per il mezzo di contrasto, una per la soluzione salina che consente l’ottimizzazione della distribuzione del mezzo di contrasto nell'area di interesse. INIETTORI PER RM In presenza di RM si impiegano allo stesso modo iniettori a doppia o tripla via. Gli apparecchi sono costituiti in materiale non ferromagnetico, in modo da garantire l'utilizzo sicuro evitando artefatti o interferenze con le attività del magnete se impiegati in accordo con quanto prescritto dal fabbricante. Altri iniettori per RM sono connessi al pannello di controllo remoto mediante cavo in fibra ottica o wireless. RISCHI Come ogni procedura invasiva, l'iniezione di mezzo di contrasto non è immune dai rischi:  formazione di ematomi  iniezione accidentale di aria con rischio di embolia  infusione eccessiva con danneggiamento dei vasi stravaso con perdita di mezzo di contrasto nei tessuti circostanti e conseguente danneggiamento degli stessi Osservazione istruzioni d'uso e procedure operative ispezione e pulizia componenti prima della fase di iniezione selezione velocità appropriata di iniezione dispositivi di rilevamento stravaso a bordo dell'iniettore  rischio di contrarre epatite B o C o infezioni batteriche 70  reazioni allergiche al mezzo di contrasto (nausea, arresto cardiaco, insufficienza renale, ecc.) Food and drug administration (fda) possibile correlazione tra mezzi di contrasto a base di gadolinio in rm e insorgenza di fibrosi sistemica nefrogenica/ dermopatia fibrosante nefrogenica (nfs/nfd) in pazienti con insufficienza renale da moderata ad acuta. PROBLEMATICHE LEGATE ALLA GESTIONE • Mezzo di contrasto, sistema, consumabili (linee) e compatibilità con il sistema (certificazione) in relazione alla destinazione d’uso • Software (collegamento a altri DM) • Service+Noleggio, Service+Acquisto, Service • Dimensionamento dei reservoir • Durata dei consumabili (h12 o h24) monouso (monopaziente) o pluriuso • Accessori specifici (es. “bottle-spike”) • Siti di utilizzo, n° di prestazioni/g, n° prestazioni/anno, consumo di MdC medio per esame (dimensioni di riferimento del reservoir) • Manutenzione e assistenza PROBLEMATICHE LEGATE ALLA SICUREZZA • Certificazione del sistema e destinazione d’uso • Numero o posizionamento delle valvole anti-reflusso • Controllo della scadenza della sterilità (h12 o h24) • Numero di sensori per bolle d’aria • Utilizzo di mezzi di contrasto diversi (sistema a 3 vie) • Gestione della vigilanza STATO DELL’ARTE DELLA TECNOLOGIA Principali evoluzioni tecnologiche: • Differenziazione dei sistemi in funzione dell’utilizzo (alta intensità, medio-bassa intensità) • Condivisione di dati con i sistemi RIS-PACS e con la Cartella Clinica (gestione delle worklist e report) • Standardizzazione dei protocolli tramite centralizzazione dei sistemi di controllo / erogazione CONTROLLI DI QUALITA’ 71 CORRENTI DI BUIO Valutazione dell’indice di esposizione dovuta al rumore Scansione e visualizzazione dell’immagine in condizioni predefinite. Le immagini non dovrebbero indicare alcuna esposizione incidente. O valori misurati, in assenza di dose in ingresso, corrispondono all’offset del detettore. Valutare il valore della dose media e della deviazione standard in una ROI centrale di dimensioni note (almeno 3000 pixel ). Per rilevatori multi – panel valutare i risultati per ogni ROI centrata in ciascun panel. Importante è stabilire i riferimenti dopo la calibrazione di offset Sensibilità a basso contrasto Verifica qualitativa della sensibilità a basso contrasto Necessario un fantoccio con inserti a basso contrasto Diverse esposizioni → Determinare il minimo contrasto rilevabile Uniformità di risoluzione Verifica qualitativa dell’uniformità di risoluzione Non devono essere visualizzate distorsioni dell’immagine o aree sfocate 72