JoVE   
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Biology

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Neuroscience

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Immunology and Infection

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Clinical and Translational Medicine

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Bioengineering

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Applied Physics

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Chemistry

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Behavior

  
You do not have subscription access to articles in this section. Learn more about access.

  JoVE Environment

|   

JoVE Science Education

General Laboratory Techniques

You do not have subscription access to videos in this collection. Learn more about access.

Basic Methods in Cellular and Molecular Biology

You do not have subscription access to videos in this collection. Learn more about access.

Model Organisms I

You do not have subscription access to videos in this collection. Learn more about access.

Model Organisms II

You have trial access to videos in this collection until May 31, 2014.

Automatic Translation

This translation into Swedish was automatically generated through Google Translate.
English Version | Other Languages

 JoVE Clinical and Translational Medicine

Röntgen Dosjusteringsschema genom Adaptiv Exponering i Fluoroskopiska Imaging

1, 1

1Triple Ring Technologies

Article
    Downloads Comments Metrics
     

    Summary

    Vi utvecklar en dynamisk adaptiv exponering teknik med hjälp av vår scanning balk digitala röntgen system. Hellre än att utsätta ett objekt jämnt, är exponeringen anpassas beroende på opaciteten av objektet. Här visar vi ett experiment på en människoliknande fantom som resulterade i en dos besparing på 30%.

    Date Published: 9/11/2011, Issue 55; doi: 10.3791/3236

    Cite this Article

    Burion, S., Funk, T. X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging. J. Vis. Exp. (55), e3236, doi:10.3791/3236 (2011).

    Abstract

    Röntgen genomlysning används ofta för bild vägledning under koronar intervention. Däremot kan stråldosen i dessa förfaranden vara höga, och detta är en stor oro, särskilt hos barn applikationer. Pediatrics förfaranden är i allmänhet mycket mer komplexa än de som utförs på vuxna och därmed är i genomsnitt fyra till åtta gånger längre 1. Dessutom kan barnen genomgår upp till 10 fluoroskopi förfaranden vid en ålder av 10, och har visat sig ha en tre gånger högre risk att utveckla dödlig cancer hela sitt liv än befolkningen i allmänhet 2,3.

    Vi har visat att stråldosen kan minskas betydligt i vuxen hjärtoperationer med hjälp av vår scanning balk digital röntgen (SBDX) System 4 - en genomlysning bildhanteringssystem som använder ett omvänt avbildning geometri 5,6 (Figur 1, Film 1 och Figur 2). Istället för ett enda fokus plats och en utökad detektor som används i konventionella system, använder vår inställning en förlängd röntgen källa med multipla fokala fläckar fokuserat på en liten detektor. Vår X-ray källa består av en scanning elektronstråle sekventiellt upplysande upp till 9000 fokus plats positioner. Varje grupp spot-projekt en liten del av avbildning volymen på detektorn. I motsats till ett konventionellt system där den slutliga bilden är direkt projiceras på detektorn använder SBDX en särskild algoritm för att rekonstruera den sista bilden från 9000 detektorn bilder.

    För pediatriska applikationer, är dosen besparingar med SBDX systemet förväntas vara mindre än hos vuxna förfaranden. Medger dock SBDX systemet för ytterligare en dos besparingar genom att införa ett elektroniskt adaptiv exponering teknik. Nyckeln till denna metod är multi-beam scanning teknik för SBDX systemet: istället för att avslöja varje del av bilden med samma stråldos kan vi dynamiskt variera exponeringen beroende på opaciteten exponerade i regionen. Därför kan vi kraftigt minska exponeringen i röntgenkontrast områden och hålla exponeringen i mer ogenomskinlig regioner. I vår nuvarande genomförande kräver adaptiv exponeringen interaktion med användaren (Figur 3). Men i framtiden kommer den adaptiva exponeringen realtid och helautomatisk.

    Vi har utfört experiment med en människoliknande fantom och jämförts uppmätta stråldosen med och utan adaptiva exponering använda en produkt dos område (DAP) meter. I experimentet som presenteras här finner vi en dosreduktion på 30%.

    Protocol

    1. Systeminställning

    1. Ställ in fantom till bilden i isocenter (dvs 40-cm från kollimator).
    2. Ställ in DAP Meter för att mäta röntgen dos framför kollimator (Figur 4).
    3. Slå på SBDX systemet.
    4. Välj läge systemet i drift. Vi använder för närvarande en 7 "synfält (FOV) med en bildhastighet på 15fps. X-ray källa toppspänning är inställd på 80kVp på 9kW röntgenkälla makt.

    2. Datainsamling

    1. Starta datainsamling från kontroll dator. Under datainsamling, är detektorn bilderna sparas i systemets minne. Följande steg äger rum i SBDX systemet:
      1. Elektronstrålen skannar varje kontaktpunkt avista sekventiellt i ett raster sätt (Figur 5).
      2. Elektronstrålen träffar överföring mål och genererar röntgenstrålning (film 2).
      3. Vid varje fokus avista, X-ray fotoner belysa detektorn med hjälp av en fokusering kollimator och därmed skjuter en liten del av avbildning volymen på detektorn.
      4. För varje fokus avistapositionen skapar detektorn en detektor bild, som direkt lagras i systemets minne.
      5. Det valda driftläget av 7''15fps ger 71x71 fokus fläckar. Varje grupp avista tänds för totalt 8 ìs. Exponeringstiden måste delas upp i 1 ìs steg på grund av den termiska begränsningar i röntgen mål. Därför lyser strålen målet vid varje kontaktpunkt avista för 1 ìs och flyttar till nästa fokus avistapositionen. Vid ett senare tillfälle, är varje kontaktpunkt plats revisited att slutföra 8 ìs exponering. Som en detektor bild skapas för varje kontaktpunkt spot belysning, det finns totalt 40.328 detektor bilder som förvärvas och lagras i minnet i cirka 60 ms.

    3. Bildrekonstruktion

    1. Den SBDX är i sig en tomosynthesis system, som objektet är upplyst i olika vinklar från källan. Varje plan inom bildhantering volymen ligger mellan kollimator och detektor kan rekonstrueras. Följande steg illustrerar hur den partiella bilderna rekonstrueras i enskilda flygplan eller i en markerad komposit eller plan bild. I den kliniska SBDX systemet steg från 3,2 till 3,4 kommer att utföras i realtid.
    2. Välj parametrar bildrekonstruktion på rekonstruktionen simulatorn.
    3. Kör algoritmen bildrekonstruktion. Under bildrekonstruktion algoritmen utför följande steg:
      1. Läs varje enskild detektor bild.
      2. Skala detektorn bilderna för att matcha omfattningen av planet att rekonstruera.
      3. Flytta bilderna beroende på deras fokus plats källans läge och lägga till dem till återuppbyggnaden plan (Movie 3).
      4. Upprepa de sista två stegen för varje kontaktpunkt plats plats.
      5. Utför efterbehandling filtrering för att ta bort det mönster som skapats av skift.
      6. Vid denna punkt, är en plan som rekonstrueras (Figur 6) och anatomi av våra objekt är synligt.
    4. På begäran kör algoritm för att skapa en plan valda bilden. Algoritmen utför följande steg:
      1. Punkt 3.2.1 till 3.2.6 upprepas för att skapa de 32 plan som behövs för den valda planet bilden. Planen har oftast ett avstånd på 0,5 mm (Movie 4, figur 7 och Movie 5).
      2. För varje del av bilden, är den plan som innehåller objektet i fokus utvalda att ingå i den slutliga utvalda planet bild (Figur 8 och Film 6).
    5. Om det behövs, flytta fantom att placera hjärtat i mitten av synfältet.
    6. Utför steg från 2,1 till 3,3 tills Phantom är korrekt placerat inne i synfältet.
    7. Spela in produkten dos området från DAP mätare för denna icke-utjämnade bild.

    4. Nya driftläge fil generation för adaptiva exponering

    1. Ladda tidigare förvärvade detektorn bilder till den adaptiva exponering simulatorn.
    2. Välj den adaptiva exponeringsparametrarna algoritm.
    3. Kör den adaptiva exponering simulatorn. Simulatorn utför följande steg:
      1. Målet antalet fotoner per detektor bilden bestäms baserat på den valda användaren tröskeln.
      2. För varje fokus avistapositionen, är antalet fotoner i detektorn bilden bestämmas. Detektorn bilder från det fokus avista ackumuleras tills antingen målet antalet fotoner eller högst åtta återigen igenom uppnås (figur 9).
      3. Som ett resultat vi får en ny sökning karta som visar hur många gånger varje kontaktpunkt avista är upplyst (Figur 10).
      4. Den ny sökning karta är ihop med driftläget fil som används för att köra SBDX systemet.

    5. Utjämnade Bildframtagning

    1. Ladda uppdaterade filen driftläge iSBDX systemet.
    2. Starta datainsamling från kontroll dator. Datainsamling sker som beskrivs i 2.1.1 till 2.1.5. I motsats till tidigare förvärv, är X-ray beam slås på eller av vid den centrala platsen positioner enligt vår scanna karta. Eftersom det totala antalet illuminationer är mindre än i standarden förvärvet är X-ray dosen minskas.
    3. Spela in produkten dos området mätt med DAP-mätare.
    4. Kör algoritmen bildrekonstruktion på utjämnade nyförvärvade uppgifter som anges i punkt 3.2 till 3,4.
    5. Den rekonstruerade utjämnas bilden (Figur 11) visas.

    6. Dataanalys

    1. Jämför den dos som uppmätts för de icke-utjämnade bilder och utjämnade bilder.
    2. Observera skillnaden mellan utjämnade och icke-utjämnade rekonstruerade bilder.

    7. Representativa resultat:

    Figur 8 och Figur 11 visar en jämförelse mellan en vanlig bild och en utjämnad bild. Dos mätningar med DAP mätaren visar en dos besparing på 30% i utjämnade bilden med scanna masken visas i figur 10.

    Dessutom är utjämning ett mycket effektivt sätt att komprimera dynamiskt omfång, vilket ger en trevligare utseende av bilden utan behov av efterbehandling.

    Som framgår kan utjämning filtrering användas för att spara dosen. Däremot kan utjämning också användas för att förbättra bildkvaliteten genom att matcha stråldosen till icke-utjämnade bilden genom att öka källan makt. På detta sätt, de mörka områdena i bilden få fler fotoner, vilket resulterar i minskat bildbrus.

    Figur 1
    Figur 1. Konventionella fluoroskopi systemet. Ett konventionellt system har en enda fokus plats röntgen källa och ett stort område detektor. Patienten placeras nära detektorn.

    Figur 2
    Figur 2. SBDX system. SBDX systemet fungerar i omvänd geometri. En stor scanning balk röntgenkälla lyser ett litet område detektor. Patienten är placerad långt från detektorn.

    Figur 3
    Figur 3. Flödesschema för datainsamling. 1) En icke-utjämnade bild av fantom förvärvas. 2) Uppgifterna är ur disk array. 3) Den adaptiva exponering algoritmen tar dessa data som indata för att skapa en exponering eller scanna mask. 4) Den scanna masken kombineras med den ursprungliga driftläget i källan styra datorn. 5) en utjämnad bild av samma fantom förvärvas och lagras i disk array. 6) Det icke-utjämnade och utjämnade datamängder har hämtats från disk array, och bilden återuppbyggnaden programvaran rekonstruerar olika plan i varje datamängd. 7) Båda bilderna är resultatet av återuppbyggnaden programvara. 8) Båda bilder visas.

    Figur 4
    Figur 4. Systeminställningsprogrammet. The Phantom placeras på patientens bord på isocenter mellan röntgen källa och detektor. En dos område produkt mätaren är placerad mellan X-ray källa och fantom.

    Figur 5
    Figur 5. X-ray källa. En elektronstråle genereras av elektronkanon och skannar varje hål av kollimator i ett raster sätt. Från ena sidan av kollimator, scannar strålen varje hål sekventiellt. Vid slutet av raden, är balken avstängd och placeras i början av nästa rad, och genomsökningen startas för den raden. På detta sätt elektronstrålen skannar hela kollimator, 71 av 71 hål skannas åtta gånger i ca 60 ms.

    Figur 6
    Figur 6. Standard rekonstruerade bilden. Rekonstruerad bilden av vår människoliknande fantom visa hjärtat med joderade kranskärlen. Bilden togs vid 7''FOV och 15fps, och en enda plan på 45 cm från X-ray mål rekonstruerades.

    Figur 7
    Figur 7. Multi-planet rekonstruktion. Representation av de olika rekonstruerade plan mellan kollimator och detektorn. Den blå kottar illustrerar hur detektorn bilderna backprojected i återuppbyggnaden plan.

    Figur 8
    Figur 8. Plane valda bilden. Denna bild är en sammansättning av 32 plan. I motsats till figur 6, där endast fartyg på selected planet är i fokus, är varje fartyg i fokus.

    Figur 8
    Figur 9. Equalization filtrering steg. Som kollimator skannas (överst), får detektorn ett varierande diskonteringsränta beroende på opaciteten av objektet (botten). Varje kollimator hål skannas upp till åtta gånger (åtta återigen igenom). På den första scanna, är i fokus fläckar upplysta sekventiellt längs raden, från vänster, och flödet mäts för varje hål. På nästa scanna, är belysningen upprepas från början av raden. För varje fokus plats, är de räknar läggs till det tidigare värdet. Om det totala antalet räknas överstiger ett tidigare fastställda tröskelvärdet kommer detta hål inte belysas på följande scanna. I den nuvarande implementeringen denna process sker offline och leder till skapandet av en ny sökning mask som senare kommer att användas för att förvärva en utjämnad bild.

    Figur 10
    Figur 10. Sök igenom karta genereras av utjämning filtrering algoritmen. Varje pixel i bilden motsvarar en kontaktpunkt plats av kollimator. Bilden är alltså 71x71 pixlar. Den grå nivån för varje pixel representerar antalet scanna för det fokus plats, från noll (svart) till åtta (vitt). Vi konstaterar att i den högra delen av bilden, är antalet scanna mycket låg. Som ett resultat av detta kommer alla dessa centrala punkter belysas endast en gång eller två gånger. Denna region motsvarar lungan inom området för vår rekonstruerade bild (Figur 6), där bilden är nästan mättad på grund av den låga röntgenabsorption av detta område.

    Figur 11
    Figur 11. Plane utvalda kvitterade bild. Denna bild är resultatet av återuppbyggnaden algoritmen efter adaptiv exponering. Denna bild har förvärvats med samma funktionssätt 7 "15fps som standard bilden (Figur 8), men med adaptiv exponering aktiverat baserat på genomsökningen mask av Figur 10. Bilden är mer enhetlig när det gäller intensitet, och därmed fartyg visas vid högre kontrast, särskilt i mörka områden. På den högra sidan av bilden finns det inte längre mättnad i lungan området.

    Film 1. Animation av SBDX systemet. SBDX systemet fungerar i omvänd geometri. En stor scanning balk röntgenkälla lyser ett litet område detektor. Patienten är placerad långt från detektorn. Klicka här för att se filmen.

    Film 2. Röntgen generation. Vid varje kontaktpunkt plats träffar elektronstrålen på volfram mål-och röntgenstrålning genereras. Den kollimator fokuserar röntgen strålen mot detektorn. Klicka här för att se filmen.

    Film 3. Bildrekonstruktion animering. Denna animation är uppbyggnadsprocessen i den slutliga bilden med hjälp av detektorn bilder. För varje fokus plats av kollimator (nederst till vänster) är motsvarande detektorn bilden (övre vänstra) projiceras på planet att rekonstruera (höger). I den här animationen vi representerar tre plan som håller på att rekonstrueras på olika avstånd från X-ray källa. Klicka här för att se filmen.

    Movie 4. Plane val. SBDX är ett tomosynthesis imaging system. Planet som ska rekonstrueras och visualiseras kan väljas av användaren. Klicka här för att se filmen.

    Movie 5. Multi-planet animation. Denna video visar de olika plan rekonstruerade på ökande avstånd från kollimator. Särskilt de joderade kranskärlen gå in och ur fokus beroende på deras fysiska placering. Klicka här för att se filmen.

    Film 6. 3D-plan valda animeringen. 3D-visualisering av den rekonstruerade fokalplan. Fokalplan flyttas mer med ökande djup. Klicka här för att se filmen.

    Discussion

    Vi visar att dosen besparingar möjligt använder utjämning teknik. I denna uppsats visar vi bara hur vår teknik används, utan att diskutera konsekvenser för bildkvalitet. Det är dock viktigt att notera att vårt mål är att upprätthålla ett mål signal till brusförhållandet i utjämnade bilderna. Det underliggande antagandet är att i icke utjämnade-bilder, är signal-brus-förhållande kraftigt icke-uniform. I synnerhet de ljusa områden som lungan fältet uppvisar högre signal-brus-förhållande än nödvändigt för att utföra diagnostiska uppgiften. Utjämning gör att vi kan sänka signal-brus-förhållandet i dessa områden och att upprätthålla signal-brus-förhållandet i de mörkare områdena i bilden. Vi genomför för närvarande studier bullermätning för att validera vårt förhållningssätt. Preliminära resultat visar att dosen besparingar på i storleksordningen 30% kan uppnås på motsvarande signal-brus-förhållandet i den mörka områden av bilden 7, 8.

    Potentialen för utjämning filtrering har erkänts i den vetenskapliga litteraturen i många år. Men hittills har alla publicerats implementationer inblandade mekanisk slutare eller filter, väsentligen hindra nyttan av detta tillvägagångssätt 9,10. Här kan vi visa att utjämning kan baseras på en helt elektronisk metod att övervinna problemen med mekanisk implementationer.

    I den kliniska SBDX systemet, kommer de flesta av de steg som presenteras här ska genomföras i hårdvara och kommer att utföras i realtid under datainsamling. Utjämningssystemet algoritmen körs i realtid, och den visade bilden kommer att jämnas ut som standard. Algoritmen kommer att dynamiskt anpassa sin parametrar beroende på vilket ämne som avbildas, rörelse ämnet och den förändrade portal position. Vi fortsätter att förbättra vår algoritm och vidareutveckling av vår metod att bli nödvändig för att underlätta realtid genomförande.

    Disclosures

    Författarna är anställda i Triple ring Technologies som tillverkar instrument som används i denna artikel.

    Acknowledgements

    Författarna vill tacka Anne Sandman, Keith Nishihara, och Brian Wilfley från Triple ring Technologies för deras bidrag i detta projekt. Detta arbete finansieras av NIH Challenge Grant 5RC1HL100436-0.

    References

    1. Martinez, L.C., Vano, E., Gutierrez, F., Rodriguez, C., Gilarranz, R., & Manzanas, M.J. Patient doses from fluoroscopically guided cardiac procedures in pediatrics. Phys Med Biol. 52 (16), 4749-59 (2007).
    2. Strauss, K.J. Pediatric interventional radiography equipment: safety considerations. Pediatr Radiol. 36 (Supplement 14), 126-35 (2006).
    3. Preston, D.L., Cullings, H., Suyama, A., Funamoto, S., Nishi, N., Soda, M., et al. Solid cancer incidence in atomic bomb survivors exposed in utero or as young children. J Natl Cancer Inst. 100 (6), 428-36 (2008).
    4. Wolff, M., Keevil, J., Speidel, M., Wilfey, M., Wilfley, B., Star-Lack, J., et al. Pilot study with a scanning-beam digital x-ray system. Am J Cardiol. 94 (Suppl 6A), (2004).
    5. Speidel, M.A., Wilfley, B.P., Star-Lack, J.M., Heanue, J.A., Betts, T.D., & Van Lysel, M.S. Comparison of entrance exposure and signal-to-noise ratio between an SBDX prototype and a wide-beam cardiac angiographic system. Med Phys. 33 (8), 2728-43 (2006).
    6. Speidel, M.A., Wilfley, B.P., Star-Lack, J.M., Heanue, J.A., & Van Lysel, M.S. Scanning-beam digital x-ray (SBDX) technology for interventional and diagnostic cardiac angiography. Med Phys. 33 (8), 2714-27 (2006).
    7. Funk, T., Burion, S., Bechtel, K.L., & Solomon, E.G. X-ray dose reduction by adaptive source equalization and electronic region-of-interest control. SPIE Medical Imaging, Orlando (2011).
    8. Burion, S., Bechtel, K.L., Lowell, A.P., Heanue, J.A., Solomon, E.G., & Funk, T. Real-time equalization filtration: dose savings with region-based exposure control using a scanning-beam X-ray source. Radiological Society of North America's 96th Scientific Assembly and Annual Meeting, Chicago, (2010).
    9. Boone, J.M., Duryea, J., & Moore, E.H. Filter wheel equalization in chest radiography: demonstration with a prototype system. Radiology. 196 (3), 845-50 (1995).
    10. Vlasbloem, H., & Kool, L.J. AMBER: a scanning multiple-beam equalization system for chest radiography. Radiology. 169 (1), 29-34 (1988).

    Comments

    0 Comments

    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Metrics

    Waiting
    simple hit counter