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La TC Cone Beam Dentale

Osvaldo Rampado

S.C. Fisica Sanitaria

A.O.U. San Giovanni Battista

Università degli Studi di Torino

30 giugno 2011

- La tecnologia

- Aspetti dosimetrici

- Garanzia di qualità

- Ottimizzazione

- Normativa e linee guida

Sommario

Report e linee guida

Interconfronto di 18 modelli di 10 ditte diverse

Report e linee guida

Attualmente sono utilizzate principalmente due diverse tecnologie per l’acquisizione di immagini tomografiche del distretto massiccio facciale: apparecchiature TC multislice con software dentascan e apparecchiature Cone Beam CT.

TC dentale

Il Dentascan è un software di ricostruzione dedicato allo studio delle arcate dentarie applicato ad una acquisizione TC dei mascellari.

Dalle immagini assiali acquisite con la scansione TC il software permette di ricostruire immagini di vario genere, comprendenti di solito 20-40 ricostruzioni secondo il piano assiale (Transaxial), 40-100 ricostruzioni sagittali oblique (Cross - sectional) perpendicolari all’asse lungo dei mascellari e 5-9 immagini coronali similpanoramiche (Panorex) su un piano curvilineo tracciato secondo l’asse lungo dei mascellari.

Dentascan

La Cone Beam CT sfrutta un fascio radiogeno di forma conica per ottenere in una sola rotazione completa di 360° , una serie di radiogrammi digitali, acquisiti ad angoli prefissati, tipicamente uno per grado. Il sistema di rilevazione è costituito da un intensificatore di brillanza o da un flat panel.

L’insieme dei radiogrammi acquisiti durante la rotazione, “row data” o “dati grezzi”, viene elaborato tramite un algoritmo di tipo 3D-Filterd Back Projection permettendo una completa ricostruzione tridimensionale del volume esaminato, da cui poi estrarre le varie sezioni o viste costituenti il risultato finale dell’esame.

Cone beam CT

Cone beam CT: cenni storici

I primi prototipi di CBCT dentali dedicate sono stati realizzati alla fine degli anni 90 in Giappone (Arai) e in Italia (Mozzo).Da allora c’è stata una vera esplosione e proliferazione di apparecchiature di questo tipo, grazie alla disponibilità di rivelatori adeguati e soprattutto all’aumento della capacità di calcolo dei calcolatori.

Algoritmo Feldkamp

Sorgente

Rilevatore

Algoritmo Feldkamp

Una delle prime implementazioni dell’algoritmo su matrice 10242 di rivelatore, per

ricostruzione di un volume di 10243 voxels, per un totale di 1.6 GB di dati,

richiedeva 90 minuti.

Con calcolo parallelo e aumento

prestazioni calcolatori oggi è

possibile ricostruire lo stesso

volume in poche decine di secondi.

Sorgenti e fasci

Energia fascio: 50 – 120 kV Filtrazione: 3 – 15 mm Al

Collimazione e volume ricostruito.

Sorgenti e fasci

Rivelatori: Flat Panel vs IB

FP IBFP IB

Dosimetria

Problematiche dosimetriche in radiologia dentale

Acronimo Modalità misura Significato Utilizzo

DAP o KAP

Puntuale su fascio

Integrale su linea ingresso detettore

Integrale su area uscita tubo

Integrale su linea in fantoccio

Dal CTDI su lunghezza scansione

Dose puntuale ingresso fascio

Dose integrale ingresso rivelatore

Prodotto dose area

Dose media assorbita

Dose media assorbita per

lunghezza scansione

Endorale

ovunque

CBCT e MSCT

Indicatori di dose in radiologia dentale

Criticità uso CTDI:

- dimensioni ridotte camera direzione

longitudinale

- dimensioni ridotte fantoccio

- asimmetria distribuzione dose nel piano

trasversale Fantoccio cilindrico

Camera pencilCTDI

Indicatori di dose in CBCT: CTDI ?

Loftagh Hansen et al 2008

Isocentro centro fantoccio Isocentro posizione clinica

Indicatori di dose in CBCT: DAP

Camera trasmissiva

DAPIn alternativa è stato proposto l’uso del DAP, prodotto

dose area, già utilizzato in radiologia convenzionale.

più facilmente misurabile

correlabile alla dose efficace (valori dell’ordine di 0.07

mSv per Gy cm2).

Correlazione indicatori dose – collimazione fascio

y = 0.6163x + 4.2166R2 = 0.9132

10121416

0 5 10 15 20diametro fascio (cm)

y = 17.31xR2 = 0.9125

1000150020002500300035004000

0 50 100 150 200 250sezione volume (cm2)

Dose efficace: valori di riferimento

1 µSv

10 µSv

100 µSv

10 mSv

Endorale (1-8)

OPT (4-30)

CBCT (30-1070)

MSCT (460- 4500)

Prob. induzione tumori

Equivalente esposizione ambientale

1 / 20milioni

1 / 200mila

1 / 2mila

3 anni

12 giorni

Dose efficace nelle pratiche mediche: osservazioni ICRP 103

Dose efficace: organi e fattori peso

Organo WT ICRP 60 (1990) WT ICRP 103 (2007)

Gonadi 0.20 0.08Midollo 0.12 0.12Colon 0.12 0.12Polmone 0.12 0.12Stomaco 0.12 0.12Seno 0.05 0.12Vescica 0.05 0.04Fegato 0.05 0.04Esofago 0.05 0.04Tiroide 0.05 0.04Cute 0.01 0.01Superficie ossea 0.01 0.01

Ghiandole salivari, cervello 0.01

Remainder (se il primo…) 0.05 Remainder 0.12 Surrene, cervello, intestino, muscolo, pancreas,milza, rene, timo e utero.

Ghiandole surrenali, vie respiratorie, cistifellea, paretidel cuore, reni, linfonodi, muscolo, mucosa orale, pancreas, prostata, intestino, milza, timo, utero

Dose efficace: metodi di stima

1) Coefficienti di conversione

2) Programmi di simulazione

DLPKE DLP ⋅=

3) Dosimetria in fantocci antropomorfi

Dosimetria in fantocci antropomorfi: TLD

Criticità:

- Scelta della posizione e della quantità di siti

- Selezione lotti omogenei

- Accuratezza di calibrazione e dipendenza energetica

- Ripetibilità nel posizionamento

- In CBCT necessità di esposizione ripetute per avere

dosi assorbite superiori ad alcuni mGy anche per i siti

interessati da radiazione diffusa.

RETTE CALIBRAZIONE LOTTI TLD- 110kV 11mm Al AGGIUNTI

0.00 10.00 20.00 30.00 40.00 50.00 60.00 70.00 80.00 90.00

Dose Assorbita (mGy)

LOTTO 1

LOTTO 2

LOTTO 3

LOTTO 4

Dosimetria con pellicole radiocromiche

Range di dose 1 – 200 mGy

Applicazioni Dosimetria in Radiodiagnostica

Formato 24 x 30 cmDisponibili dal … 2006

Gafchromic ®XR-QA

Dipendenza energia

Entro il 20% nel range 80 – 145 kVp

Tempi di sviluppo10 % nelle prime 24

h, < 3% nei tre giorni successivi

Sensibilità luce ambientale trascurabile

In sezione …

Yellow polyester

White polyester

Active Layer

Spettro di assorbimento luce visibile

(3)TECNICA O SOFTWARE DI ELABORAZIONE

Sistema per dosimetria con pellicole radiocromiche

(1)PELLICOLE

VALUTAZIONE DOSIMETRICA

(2)STRUMENTO DI LETTURA

Procedura di scansione

I campioni di pellicolavengono disposti inposizioni definite graziea dei reperi presentinell’area di scansione,per permettere ilconfronto delle immaginidi pellicole non espostee successivamenteesposte.

Disposizione pellicole, accensione dello scanner e attesa di 15’ di warm-up

Verifica su ROI scala di intensità

Scansione RGB (16 bit per colore), risoluzione 75 DPI

Estrazione dati canale rossoScarta

scansione eseguita

Ripeti 5

Applicazione filtro mediano

Media 5 immagini

E’ presente una strip conscala di grigi o colori per:

1) Mantenere costanti ilivelli massimi e miniminell’area di scansione

2) Verificare in tempo realela ripetibilità delloscanner

Variazione netta di pixel

kPVnet un=∆

Dalle immagini delle pellicole non espostee di quelle esposte si è proceduto arealizzare poi una nuova immagine il cuivalore dei singoli pixel è stato calcolatoper mezzo della relazione:

net∆PV variazione netta di valore del pixel

costante k definisce il numero di livelli per la quantità net∆PV e dovrà essereinferiore al rapporto tra 216 (la profondità di pixel) e il massimo valore assuntoda net∆PV, per evitare la saturazione dei valori di pixel nell’immagine creata.Per le pellicole XR-QA la quantità net∆PV assume un valore minimo di 1 (peruna dose nulla) e un valore massimo di 2 (per dosi vicine a 100 mGy), per cui siè scelto per la costante k un valore pari a 28000.

Determinazione della relazione dose – pixel value

net∆PV

e Dall’analisi dei dati di taratura è possibilericavare una funzione interpolante dautilizzare in seguito per le valutazionidosimetriche.

−∆

kPVnet

fit eaD

Per le XR-QA sono stati ottenuti buonirisultati con una funzione esponenzialedel tipo:

Con a unico parametro di fit stimato

NB: Queste funzioni sono comunque dipendenti dal tipo di scanner o densitometro utilizzato!

Sugli ultimi lotti acquisiti si è osservatoun miglioramento della bontà del fitutilizzando due funzioni:

( ) )(2 kPVnetckPVnetbDfit −∆+−∆=

per D < 20 mGy

per D > 20 mGy

−∆

kPVnet

fit eaD

Determinazione della relazione dose – pixel value

−∆

kPVnet

fit eaD

Dipendenza di sensibilità marcata al variare dell’energia su tutti i valori considerati, piùcontenuta nell’intervallo 80 – 140 kVp

Relazione funzionale unica per tutte le energie, a unico parametroche varia a seconda dell’energia.

Valutazione dell’errore

2PVnet

fitD PVnet

∆∂

∂= σσσ

Una valutazione dell’errore associato alla misura dosimetrica con questa metodica devetenere conto sia dell’errore commesso nella misura della grandezza net∆PV chedell’errore associato ai parametri del fit utilizzato.

L’errore di net∆PV è poi scomponibile nei tre contributi: la deviazione standard delle ROIutilizzate (indicativa del rumore dei film e dello scanner), la ripetibilità dello scanner el’uniformità di risposta di diversi campioni di film esposti alla medesima dose.

222 )()()( filmscannerPVROInetPVnet σσσσ ++= ∆∆

∆−

PVnetkPVnet

akPVnet

ekae σσ

Attraverso la propagazione gaussiana è quindi possibile esprimere l’errore in funzionedella dose o della grandezza net∆PV.

Andamento dell’errore

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100Dose (mGy)

Film samples

Standard deviation of ROIs

Scanner repeatibility

Total uncertainty

L’andamento tipico dell’incertezza totale e dei suoi contributi relativi è il seguente:

Il contributo maggiore deriva dalla ripetibilità dello scanner.

Le pellicole sono state tagliate in modo da realizzarecampioni di dimensioni 100 mm x 6 mm, paragonabili alledimensioni di una camera a ionizzazione di tipo pencil.

100 mm

Valutazione della dipendenza angolare

Un primo gruppo di misure è statoeffettuato esponendo le strisce a fascistatici a diverse inclinazioni da 0 a 180°tra la normale alla superficie dellepellicole e l’asse del fascio.

Fascio da 120 kVp, filtrazione inerente 2.7mm Al, filtrazione aggiunta 0.3 mm Cu, SEV8.7 mmAl

Risultati esposizioni statiche a vari angoli

0.020.040.060.080.0

100.0120.0

0 30 60 90 120 150 180Angolo di esposizione

]I risultati delle esposizioni statiche a diversi angoli mostrano differenze di risposta fino al50%, per un angolo di 90° tra la normale alla superficie della pellicola e l’asse del fascio(superficie della pellicola parallela all’asse del fascio). Per angoli di 80° e 100° ladifferenza è dell’ordine del 10%.

A partire da questi dati è possibile stimare la differenza di risposta tra un’esposizione statica ed un’esposizione di un fascio rotante a 360°, ottenendo un calo di circa il 2%.

TLD• Dosimetri a termoluminescenza (TLD-100 rods, 1x1x6 mm3, Z eff = 8.4, LiF, Harshaw) calibrati , inseriti in 47 differenti siti anatomici all’interno del fantoccio; • divisione dei dosimetri in 4 lotti (omogenei al 7%);• Lettore Harshaw TLD 3500 ed un software dedicato;

PELLICOLE RADIOCROMICHE:• utilizzati ritagli di pellicole (superficie 25 x 4 mm2).• Scanner a riflessione (EPSON EXPRESSION 10000XL) • utilizzati strumenti informatici di elaborazione appositamente implementati sotto forma di plugin del software ImageJ;

Campioni di 4 x 25 mm

GAFTLD

Procedura di scansioneed elaborazione

Dosimetria in fantocci antropomorfi: confronto GAF - TLD

kPVnet un=∆

net∆PV

Scansione pellicole

Fantoccio antropomorfo testa-collo (RANDO Phantom, “The Phantom Laboratory”): 9 sezioni trasversali di spessore 2,5 cm con 44 fori di ∅ 5 mm per l’alloggiamento dei dosimetri.

Scelta dei siti tramite identificazione delle regioni occupate dagli organi da considerare nel calcolo di E.

In particolare:midollo e/o superficieossea 23, parenchimacerebrale 7, tiroide 6,parotidi 6, cristallino 2,esofago 1, altri tessutimolli 2.

Utilizzo delle frazioni di massa pubblicate da Huda (1984)

Fantoccio e scelta dei siti

Posizionamento dosimetri

POSIZIONAMENTO IN FANTOCCIO- TLD e le pellicole avviluppati a

mezzo di pellicola trasparente;

- ausilio di schema grafico

(operazione riproducibile)

POSIZIONAMENTO PER CALIBRAZIONE- su supporto diffusore esposizione

con stativo per radiologia

convenzionale con kV e filtrazione

analoghi a cone beam

Apparecchiatura e protocolli di acquisizione

CBCT Newtom VG 3D, QR SRL, Verona, Italy, con rivelatore flat-panela-Si (pixel 0.127 mm, matrice da 1536 pixel, DF-recettore=62.5 cm; DF-isocentro=38 cm; altezza fascio all’isocentro=12 cm.)

Protocollo di acquisizione: parametri impostati in automatico dalla TC Cone Beam per ciascuna esposizione: 110 kV, 2.2 mA, tempo di esposizione 3.6 s;

Fantoccio irraggiato ripetutamente (10 esposizioni) valori di dose integrata dell’ordine di alcuni mGy per tutti i siti anatomici investigati

Buona correlazione lineare tra le misure effettuate con le due tipologie di dosimetri, con coefficiente r di 0.997. Variazioni medie dell’ordine del 10%. La massima differenza tra le due metodiche è risultata essere di 25%.

Possibili cause differenza:

- diversa dipendenza energetica

- diversa dipendenza angolare (2%)

Risultati: confronto GAF - TLD

Risultati: confronto ripetibiltà GAF - TLD

GAF:<10 mGy95% misure diff. inferiori a 20%>10 mGy95% misure diff. inferiori 10%

TLD:95% misure diff. inferiori a 9%

MAGGIORE PRATICITA’ DI UTILIZZO E DI LETTURA

TEMPI DI LAVORO INFERIORI (per la lettura pochi minuti per intero

lotto contro 1.5 minuti per ogni TLD)

POSSIBILITA’ DI VALUTAZIONI SU AREE ESTESE SENZA

INCREMENTARE SIGNIFICATIVAMENTE I TEMPI DI MISURA

Vantaggi pellicole GAF

Software PCXMC

Software di calcolo dose efficace basato su simulazioni montecarlo per radiologia diagnostica convenzionale PCXMC (STUK-Radiation and Nuclear Safety Authority, Helsinki, FINLANDE).

Software PCXMC

Esecuzione in modalità batch

Applicativo in Visual Basic per simulare le diverse proiezioni realizzate

Parametri di esposizione: angolo di

proiezione da 0° a 360° con passi di

10°, angolo cranio caudale di 15°,

distanza fuoco cute di 31.5 cm, 110

kV, filtrazione di 15 mm Al, kerma in

aria in ingresso per ogni passo di

0.091 mGy.

Software PCXMC: adattamento per dental CBCT

Differenze di 14% su dose efficace

Differenze superiori tra il 30 % e l’80% per singoli organi (minore per esposti a fascio primario)

Risultati: confronto software - TLD

La simulazione viene effettuata in pochi minuti.

Confronto MSCT - CBCT

Referenza CBCT Range dose (µSv)

MSCT Range dose (µSv)

Okano (2009)3D Accuitomo Morita

CB Mercuray Hitachi

50–100

550GE Hispeed QX/i 770

Loubele (2009)3D Accuitomo Morita

NewTom 3G

13–82Siemens Somatom 4

Siemens sensation 16

Philips MX8000

474 -1160

Loudlow (2008)CB Mercuray Hitachy

Galileos Sirona

69–87

70 - 128

Siemens

Somatom 64 534- 860

Negli ultimi anni sono stati pubblicati diversi studi che confrontano la dose al paziente per un esame TC dentascan con multislice e con CBCT. In generale evidenziano dosi ampiamente inferiori per CBCT, dell’ordine di un decimo o anche più.

Anche in questo caso occorre sottolineare che i protocolli di acquisizione TC multislice potrebbero spesso essere ottimizzati con riduzioni sostanziali di dose per questa tipologia di indagine.

Confronti di dose tra MSCT e CBCT

Influenza di parametri e protocolli : MSCT

L’analisi qualitativa e quantitativa ha definito un valore soglia di 40 mA al di sopra del quale non si ha una variazione significativa di qualità immagine. In merito ai pitch, solo per la spongiosa miglioramento per i valori bassi.

Influenza di parametri e protocolli : MSCT

Punteggi: 1 insufficiente, 2 scarso, 3 sufficiente, 4 discreto, 5 buono

Influenza di parametri e protocolli : confronto CB - MSCT

0 25 50 75 100 125 150

E [uSv]

cnr MSCT p 0.5

MSCT p 0.9MSCT p 1.4MSCT p 1.8CBCT

Confronto di una MSCT GE 16 banchi con Newtom QR-DVT 9000, a parità di dose

CNR per strutture ossee confrontabile per pitch 0.5

Percezione qualitativa osservatori leggermente in favore di CBCT.

Risoluzione spaziale: confronto CB - MSCT

TC kernel standard TC kernel bone

Risoluzione di contrasto: confronto CB - MSCT

Per il basso contrasto (tessuti molli) le prestazioni della CBCT sono inferiori a causa di:- minor CNR rivelatori- maggior contributo radiazione diffusa

Ottimizzazione in CBCT

DOSEINFORMAZIONE DIAGNOSTICA

Palomo et al 2008: verifica dell’influenza dei parametri di esposizione sui valori di dose efficace con CB Mercuray

kV: 100 e 120, con e senza filtrazione aggiuntamA: 2, 5, 10 e 15FOV: 6, 9, 12

Le apparecchiature CBCT in genere lavorano con meno possibilità di variazione parametri da parte dell’utilizzatore e con più settaggi automatici. Per alcune apparecchiature è invece possibile variare kV, mA e FOV e in questo caso ci sono studi che dimostrano la possibilità di ridurre la dose al paziente e la necessità di scelte consapevoli.

Kwang et al 2008: analisi qualità immagine in funzione parametri di esposizione con CB Mercuray

Influenza di parametri e protocolli : CBCT

Alcune CBCT permettono di selezionare diversi volumi di acquisizione. In questo caso è importante limitare la scansione al volume strettamente necessario.

In generale la dose aumenta all’aumentare del FOV, anche se è importante anche la diversa sede collegata a diversi contributi di dose degli organi critici.

Esempio di valutazioni su di una TC Cone Beam 3D Accuitomo 170 Morita.

In questo studio si è visto nella maggior parte dei casi una dose considerevolmente superiore per un paziente standard di 10 anni rispetto ad un paziente di 15.

In particolare nel caso pediatrico, l’utilizzo di parametri analoghi a quelli per adulto può comportare una dose eccessiva indebita.

Risulta quindi importante avere a disposizione protocolli specifici con minor intensità del fascio e volumi di acquisizione adeguati.

Ottimizzazione in CBCT: ambito pediatrico

CBCT dentale: vantaggi e svantaggi in breve

La garanzia di qualità in CBCT dentale

Garanzia di qualità: documento HPA

In particolare… density values

Fantoccio dedicato non proprietario

Nel 2010 il Ministero della Salute ha emanato le Raccomandazioni per l'impiego corretto delle apparecchiature TC volumetriche "Cone beam", pubblicate su Gazzetta Ufficiale.

CBCT e uso complementare

Dal D. 187/00

attivita' radiodiagnostiche complementari: attivita' di ausilio diretto al medico chirurgo specialista o all'odontoiatria per lo svolgimento di specifici interventi di carattere strumentale propri della disciplina, purche' contestuali, integrate e indilazionabili, rispetto all'espletamento della procedura specialistica;

- significativamente superiore a quella assorbita nel caso di esami con ortopantomografo o esami cefalometrici

Nella prima parte sono riportati alcuni aspetti descrittivi della metodica Cone Beam, e sono riportate considerazioni sulla dose, che risulta:

- inferiore a quella somministrata abitualmente, con i parametriconvenzionali, da apparecchiature TC tradizionali (a parita' di volume irradiato da 5 a 20 volte inferiore).

Raccomandazioni ministeriali per uso CBCT

Vengono fornite precise indicazioni su competenze e prerogative nell’utilizzo:

L'utilizzo delle apparecchiature TC volumetriche «cone beam» e'di norma prerogativa dell'attivita' specialistica radiologica.

Nel caso di utilizzo delle apparecchiature TC volumetriche «conebeam» in attivita' radiodiagnostiche complementari per lo svolgimentodi specifici interventi di carattere strumentale propri delladisciplina specialistica del medico o dell'odontoiatra, non possonoessere effettuati esami per conto di altri sanitari, pubblici oprivati, ne' essere redatti o rilasciati referti radiologici.

Vengono specificate le caratteristiche che deve avere l’applicazione della metodica per essere considerata uso complementare.

L'utilizzo delle apparecchiature TC volumetriche «cone beam» deve prevedere i seguenti aspetti:- piena giustificazione dell'esame.- obbligo di preventiva acquisizione del consenso informato scritto, con conservazione su supporto adeguato per cinque anni.- obbligo di archiviazione e conservazione per almeno 5 anni di tutte le immagini realizzate con l'apparecchiatura- obbligo di registrazione e archiviazione su apposito registro, anche su supporto informatico, di tutti gli esami eseguiti- l'effettuazione dell'esame per l'attivita' radiodiagnostica complementare dovra' essere assicurata direttamente da parte del medico specialista o dall'odontoiatra- deve essere assicurata la verifica periodica della dose somministrata e della qualita' delle immagini, avvalendosi della collaborazione di un esperto di fisica medica nell'ambito del programma di garanzia della qualita';- deve essere effettuata una specifica formazione nell'utilizzazione della tecnologia nell'ambito dell'aggiornamento quinquennale di cui all'art. 7, comma 8, del decreto legislativo n. 187/2000.

Conclusioni

Auspicabile la definizione univoca dell’indice di dose (DAP) e indicazione presente su tutte le apparecchiature

Definizione coefficienti di conversione per passare da indice di dose a dose efficace

Definizione LDR (pediatrici!)

Sviluppo protocolli di riferimento per garanzia di qualità (AIFM, AAPM, ecc. )

La TC Cone Beam Dentale - Appuntamenti a...

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