L’implantologia computer assistita (in inglese computer-assisted implantology) è un metodo che consente di pianificare e inserire gli impianti endoossei in modo semplice, prevedibile e con minor invasività per il paziente.

Grazie all’elaborazione dell’immagine ottenuta tramite tomografia computerizzata (spesso con tecnologia CBCT) delle ossa mascellari è possibile progettare virtualmente il tipo, il numero e la sede degli impianti dentali considerando l’anatomia e le strutture nervose e vascolari da proteggere. Con questo metodo l’intervento può avvenire senza l’uso del bisturi (tecnica Flap less), con maggior rispetto per i tessuti e riducendo i tempi.

Tale metodo permette di sfruttare al meglio la disponibilià ossea, anche in caso di spessori ridotti, evitando altri interventi maxillofacciali più impegnativi come il rialzo del seno mascellari o innesti ossei.

Tale metodica non può essere eseguita nei pazienti con una quantità di osso e di gengiva insufficiente e che quindi necessitano di manovre di rigenerazione dei tessuti duri o dei tessuti molli contestuali all’inserimento degli impianti. Ma grazie al sistema all’innovazione oggi è possibile eseguire interventi di implantologia computer-guidata in situazioni di grave atrofia ossea.

Con l’impiego di una guida personalizzata (dima chirurgica) la metodica consente, se vi sono le condizioni, di applicare il giorno stesso dell’intervento la protesi con i denti fissi.

Tuttavia la procedura appare intrinsecamente complessa e richiede notevole formazione da parte degli operatori. Inoltre l’elevato costo rappresenta un limite alla sua diffusione

(INSERENDO UN’IMPIANTO DENTALE)

L’impianto dentale (noto anche come impianto endosseo) è un dispositivo medico di tipo chirurgico utilizzato per riabilitare funzionalmente ed esteticamente la perdita o la mancanza congenita di uno o più denti, permettendo il sostegno di un sostituto protesico tramite il supporto diretto dell’osso grazie a un processo biologico noto come osteointegrazione; può essere inserito sia nella mandibola che nella mascella.

L’elemento di impianto viene inserito immediatamente, in modo che l’osteointegrazione avvenga più facilmente, mentre solo dopo viene aggiunta la protesi dentale visibile; è quindi necessaria una quantità variabile di tempo per arrivare a una corretta osteointegrazione. Il tipo più comunemente utilizzato è formato da una o più sezioni, di forma usualmente variabile tra cilindrica e tronco conica, ed è fornito spesso nella sua parte endossea di spire o altri elementi di ritenzione accessori. Può essere utilizzato per il supporto di corone protesiche singole e ponti, fino ad arcate complete. Il materiale più frequentemente utilizzato è il titanio nella sua forma pura, in quanto permette una migliore osteointegrazione, andando a formare un intimo legame con l’osso. Modelli semplificati e di dimensioni ridotte (chiamati perciò mini impianti o miniviti) vengono inoltre utilizzati per fornire stabilità a protesi mobili e in ortodonzia per fornire punti di appoggio temporanei di ancoraggio necessari ai movimenti dentali.

(TRAMITE AUSILIO DI TAC CONE BEAM)

La tomografia computerizzata cone beam (in lingua inglese cone beam computed tomography, CBCT) o tomografia computerizzata a fascio conico è una tecnica di imaging biomedico in cui una tomografia computerizzata viene realizzata mediante dei raggi X a forma di cono.

La CT cone beam è diventata sempre più importante nella pianificazione del trattamento e nella diagnosi dell’implantologia e in particolare è indispensabile nelle tecniche di implantologia computer assistita. Questa tecnologia viene sempre più impiegata anche in altri campi dell’odontoiatria, come ad esempio l’endodonzia e l’ortodonzia. Oltre all’utilizzo in ambito odontoiatrico e maxillo-facciale, trova utilizzo anche nelle procedure angiografiche, di radiologia interventistica e per la radioterapia immagine-guidata (IGRT). Vi sono dei primi accenni per l’utilizzo in campo osteoarticolare e veterinario.

Durante una scansione cone beam, lo scanner ruota attorno alla testa del paziente, ottenendo fino a quasi 600 immagini distinte. Il software raccoglie i dati e ricostruisce le immagini, producendo un volume digitale composto da voxel di dimensione isotropica dei dati anatomici acquisiti, che possono poi essere “ricostruiti” con software appropriati.

Generazione del fascio a raggi X

Una apparecchiatura CBCT utilizzata in ambito dento-maxillo-facciale.

La sorgente di raggi X in un sistema CBCT è costituita da un tubo radiogeno in grado di compiere un giro di 360° intorno alla parte anatomica di interesse. Caratteristica peculiare del fascio prodotto è la sua forma: conica o piramidale, in grado di proiettare istantaneamente l’intera parte anatomica di interesse sul detettore. Intuitivamente si può pensare che l’erogazione del fascio sia continua per tutto il percorso di 360° dell’esposizione. Tuttavia, per ragioni squisitamente legate alla riduzione di dose al paziente, l’erogazione avviene in maniera pulsata. In questo modo la durata dell’esposizione è inferiore alla durata totale della scansione.

L’ampiezza del cono o della piramide dipendono da specifiche caratteristiche costruttive della sorgente: disegno e focalizzazione del catodo, disegno e angolo anodico oltre che da appositi collimatori. Appositi filtri riducono lo spettro delle radiazioni emesse filtrando normalmente quelle a maggior lunghezza d’onda, meno penetranti (raggi X molli). L’intensità del fascio nel lato opposto al catodo può essere inferiore anche del 40% a causa dell’effetto anodico. Al 2015, la grande maggioranza dei modelli in commercio utilizza una tensione di 110 KV per alimentare il tubo radiogeno. Rispetto ai primi modelli sono invece diminuiti notevolmente i mA (milliAmpere) e i secondi di esposizione reale, quantificabili tra i 2 e i 7 secondi per i modelli più attenti alla dose somministrata al paziente.

Dimensioni del campo di vista

Come già detto, il fascio conico tipico della CBCT è in grado di coprire tutto il Field of View (FOV), ovvero l’intera parte anatomica di interesse. Tuttavia è necessario che il FOV, per ragioni legate alla minor dose di radiazioni da somministrare al paziente, sia dimensionato in base alle reali necessità cliniche del paziente in esame variando con opportuna collimazione l’ampiezza del cono emesso. Per questo motivo, la maggior parte delle apparecchiature CBCT sono in grado di operare con FOV di dimensioni diverse, impostati dall’operatore; per esempio per un esame che necessiti solo di un’indagine di una singola regione Dento-alveolare o dell’articolazione temporo-mandibolare sarà sufficiente un campo di vista inferiore ai 5 cm, per una mascella o mandibola tra i 5 cm e i 7 cm, mentre per l’intera regione cranio-facciale si dovrà avere un FOV superiore ai 15 cm.

Per via dell’alto costo rappresentato dai detettori flat panel di grandi dimensioni, è difficile poter disporre di FOV maggiori con la tecnologia CBCT. Per ovviare a questo limite, alcune apparecchiature, dispongono di un sistema software in grado di ricostruire l’immagine congiungendo (matching) quelle ottenute con due giri del tubo radiogeno e quindi circa raddoppiando il FOV massimo disponibile.

Acquisizione dell’immagine

I modelli di CBCT presenti sul mercato, possono essere divisi in due gruppi, a seconda della tecnologia su cui è basato il loro detettore: un tubo intensificatore di immagine accoppiato con un dispositivo ad accoppiamento di carica (IIT/CCD), oppure a tecnologia flat panel.

La configurazione IIT/CCD (image intensifier tube/charge-coupled devices), consiste in un intensificatore di immagine, normalmente un tubo a vuoto, accoppiato ad un circuito formato da una fila, o da una griglia, di elementi semiconduttori in grado di accumulare una carica elettrica proporzionale all’intensità della radiazione elettromagnetica che li colpisce. Quando il dispositivo riceve un impulso, in questo caso sotto forma di radiazione X, il tubo a vuoto converte la radiazione in fotoni e li moltiplica proiettandoli sulla superficie del CCD. Si ottiene in uscita un segnale elettrico grazie al quale è possibile ricostruire la matrice dei pixel che compongono l’immagine anche con livelli di radiazione relativamente bassi.

Il detettore flat panel diretto consiste invece in uno scintillatore ( realizzato in selenio amorfo, in tellurito di cadmio o ioduro di mercurio) che converte il fotone della radiazione X in elettrone consentendo l’acquisizione e ricostruzione dell’immagine. Questa tecnicologia comporta problemi di stabilità e memoria risultando inadeguata per l’acquisizione di immagini real-time.

Il detettore flat panel indiretto consiste in uno scintillatore (realizzato normalmente in ossido di gadolinio o ioduro di cesio) che converte la radiazione X in fotoni concentrati con una matrice di lenti sul fotosensore, composto normalmente da un CCD.

I detettori a flat panel indiretti garantiscono performance e risultati qualitativamente maggiori rispetto alla tecnologia IIT/CCD. Gli intensificatori di immagine possono creare distorsioni geometriche, dovute al percorso degli elettroni all’interno del tubo, che devono essere corrette dai software di post-processing. Diversamente, i rilevatori flat panel non sono suscettibili a questo problema. Tuttavia, quest’ultimi presentano alcune limitazioni dovute alla non sempre perfetta linearità in risposta allo spettro di radiazione incidente, alla non sempre ottimale uniformità dell’immagine e alla possibile presenza dei cosiddetti “bad pixel”. Questi difetti sono comunque riducibili grazie all’esecuzione di frequenti calibrazioni della macchina e all’aiuto di software che correggono la linearità e la presenza di bad pixel.

Durante la scansione vengono acquisite immagini bidimensionali, chiamate frame, che insieme andranno a formare la projection data. Il numero totale delle immagini è determinato dal frame rate, ovvero il numero di proiezioni acquisite per secondo, moltiplicato poi per il tempo di scansione. Alcune apparecchiature permettono di settare manualmente il frame rate, per altre ciò avviene automaticamente calcolato dal software della macchina. Più proiezioni verranno acquisite, più si avranno maggiore qualità dell’immagine finale, maggiore risoluzione spaziale e minori artefatti da radiazione diffusa, in particolare a quelli dovuti alla presenza di oggetti metallici compresi nel FOV. Tuttavia, l’aumento del numero di proiezioni comporta un aumento proporzionale della dose di radiazione X somministrata al paziente.

La risoluzione finale dell’immagine dipenderà principalmente dalle dimensioni dei pixel del detettore dell’immagine, in qualunque tecnologia esso sia realizzato. Ciò a differenza delle TC tradizionali che dipende dallo spessore di fetta. Le dimensioni del pixel sono nell’ordine del centesimo di millimetro, generalmente in valori compresi tra i 0,09 e i 0,4 mm. L’acquisizione dell’immagine è generalmente controllata da un rivelatore automatico dell’esposizione (Automatic exposure control – AEC) in grado di selezionare autonomamente l’intensità del fascio radiante in base alle fattezze del paziente e di cambiarlo durante l’acquisizione.

Ricostruzione dell’immagine

Una volta acquisiti i dati delle proiezioni (dati grezzi o raw data), è necessario passare ad una ricostruzione dell’immagine utilizzando dei software dedicati. Il problema matematico della ricostruzione di un’immagine a partire dalle sue proiezioni è ben noto da diversi anni e molte tecniche sono state proposte ed utilizzate. Si possono trovare metodologie basate sul calcolo algebrico, sulle trasformate integrali o su calcoli statistici, ma il metodo più comunemente usato dai software implementati nelle apparecchiature CBCT fa uso di una trasformata integrale, conosciuta come “antitrasformata di Radon”, a cui viene applicato un processo, sempre matematico, di filtrazione. Tale metodologia prende il nome di “algoritmo di retroproiezione filtrata”: in esso si afferma che, avendo a disposizione un numero infinito di proiezioni monodimensionali di un oggetto, acquisite da diverse e infinite angolature, si può risalire alla forma esatta dell’oggetto studiato.