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SISTEMA PER ANGIOGRAFIA DIGITALE
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L'angiografia digitale consiste nell'applicazione della tecnologia di tipo digitale all'esame angiografico tradizionale, al fine di evidenziare i distretti vascolari rispetto alle altre strutture anatomiche.

Le tecniche di acquisizione delle immagini in angiografia digitale possono impiegare differenti metodiche di sottrazione delle immagini volte al miglioramento della risoluzione in contrasto e all'eliminazione della perdita d' informazione dovuta alla sovrapposizione delle strutture vascolari con strutture ad elevata densità.

a) Sottrazione temporale.

Le immagini vengono acquisite prima e dopo l'iniezione di mezzo di contrasto e successivamente vengono sottratte. Poichè le due immagini differiscono tra loro solo per le zone opacizzate dal mezzo di contrasto, l'immagine differenza evidenzierá solo i distretti vascolari in cui esso è presente.

b) Sottrazione in energia.

Tale metodica è basata sull'andamento del coefficiente d'attenuazione dello iodio con l'energia della radiazione. Infatti, nell'intorno di 33 keV, il coefficiente di attenuazione dello iodio presenta una brusca variazione, mentre a tali energie i coefficienti di attenuazione dei differenti tessuti rimangono praticamente costanti.

La tecnica della sottrazione in energia consiste nell'acquisire, dopo l'iniezione del mezzo di contrasto iodato, una serie di coppie d'immagini dello stesso distretto vascolare. Le immagini di ogni coppia sono acquisite a distanza di pochi millisecondi con differenti valori di tensione applicata al tubo radiogeno, e, conseguentemente, con differenti energie medie del fascio di raggi X che attraversa i tessuti. Selezionando opportunamente i due valori di tensione è possibile ottenere, a partire da ogni coppia di immagini, un'immagine sottratta in cui si evidenzia il distretto vascolare opacizzato dal mezzo di contrasto. Gli altri tessuti esterni al distretto vascolare concorrono in misura ridotta alla formazione dell'immagine sottratta, in quanto presentano un assorbimento pressochè costante al variare dell'energia dei fotoni impiegati.

c) Sottrazione ibrida.

È una combinazione delle due tecniche sottrattive precedentemente descritte:

Sono eseguite delle sottrazioni d'energia dapprima tra immagini senza mezzo di contrasto e succesivamente delle sottrazioni in energia delle immagini ottenute dopo l'iniezione del mezzo di contrasto. L'immagine finale è ottenuta da una sottrazione temporale tra le immagini precedentemente ottenute.

Altre tecniche d'acquisizione prevedono la scelta dinamica nel tempo dell'immagine maschera, consentendp così di evidenziare la variazione di flusso del mezzo di contrasto tra le due immagini. Ciò fornisce informazioni di tipo emodinamico che rivestono interesse in applicazioni di tipo cardiologico.

Tutti i sistemi consentono inoltre, nella fase di post-elaborazione, la scelta di nuove maschere per l'eliminazione di artefatti da movimento.

1. - Generatore di alta tensione: simile ai generatori utilizzati in radiologia convenzionale. Le prestazioni devono tuttavia essere decisamente elevate in termini di costanza dell'alta tensione emessa e velocità di commutazione. In particolare, negli studi cardiaci, si rende necessaria una velocità fino a 30 immagini al secondo ripetute per 15 secondi.

2. - Complesso radiogeno: simile alle sorgenti impiegate per applicazioni angiografiche convenzionali. Ai fini dell'ottimizzazione della qualità dell'immagine si richiedono: macchia focale di piccole dimensioni, alta capacita termica, tempi d'esposizione dell'ordine dei millisecondi ed elevata frequenza di esposizione.

3. - Sistema di rivelazione: è il settore in cui si stanno registrando le maggiori novità. In sistema classico di rilevazione è costituito da un intensificatore d'immagine ed una telecamera accoppiati otticamente.

I sistemi più moderni prevedono l'accoppiamento con una videocamera CCD oppure l'uso di un rivelatore “flat panel”. Per quel che riguarda il sistema classico, la qualità dell'intensificatore costituisce uno dei fattori determinanti per le prestazioni dell'intero sistema e pertanto deve avere le seguenti caratteristiche:

  • a) Buona efficienza di conversione, che assicura un ottimale utilizzo della radiazione X incidente
  • b) Elevato rapporto di contrasto
  • c) Campo d'ingresso adatto alle dimensioni del distretto anatomico da esaminare
  • d) Buona risoluzione spaziale

A meno di non prevedere un utilizzo esclusivamente cardiologico o neuroradiologico, vengono oggi preferiti intensificatori di immagine di grandi dimensioni a campo multiplo.

In un sistema di acquisizione classico il segnale video viene inviato ad un convertitore A/D, realizzato per sincronizzarsi con le modalità di scansione della telecamera e convertire numericamente il segnale. Maggiore è il range dinamico da rappresentare, maggiore deve essere il numero di bit di conversione (solitamente 8 o 10 bit/pixel) e conseguentemente minore il rumore di conversione introdotto.

Due sono le principali tecnologie che attualmente si contendono il mercato dei rilevatori. I sistemi di rilevazione con CCD e i rivelatori “flat panel”.

Il CCD (Charge Couple Device) è un chip di dimensioni ridotte formato da parecchi milioni di pixel che accumulano cariche in funzione dell'intensità della luce incidente. Se illuminato, l'array di elementi fotosensibili immagazzina una configurazione bidimensionale di cariche corrispondente all'immagine incidente. La configurazione di cariche può essere letta pixel per pixel, digitalizzata e immagazzinata in memoria.

Per quel che riguarda i detettori “flat panel”, la tecnologia è basata sugli array TFT (Thin-film transistor) che, a differenza dei CCD, sono dimensionati in relazione all'immagine da rilevare. Esistono due tipi di detettori “flat panel” a seconda dello strato superiore del pannello: pannelli a conversione indiretta e pannelli a conversione diretta. Le conversione (fotoni X-cariche elettriche) è detta indiretta se avviene tramite l'interposizione di uno strato scintillatore e di un array di fotodiodi. I fotoni X sono convertiti in luce dallo strato scintillatore, mentre lo stato di fotodiodi (silicio amorfo) trasforma gli impulsi luminosi in cariche elettriche. L'array TFT converte le cariche in valori digitali leggendone la distribuzione riga per riga. Nei pannelli a conversione diretta, manca il passaggio intermedio della trasformazione dei fotoni X in luce. Infatti uno strato di selenio amorfo depositato superiormente all'array TFT trasferisce l'informazione dei fotoni X direttamente alle cariche elettriche.

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