X-ray Vermindering van de dosis door middel van Adaptive Exposure in Fluoroscopische Imaging

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

X-ray fluoroscopie wordt veel gebruikt voor het imago van begeleiding tijdens cardiale interventie. Kan echter stralingsdosis in deze procedures hoog zijn, en dit is een belangrijke zorg, in het bijzonder in pediatrische toepassingen. Kindergeneeskunde procedures zijn over het algemeen veel complexer dan die uitgevoerd op volwassenen en zijn dus gemiddeld vier tot acht keer langer ^een. Bovendien kunnen kinderen tot en ondergaan tot 10 fluoroscopische procedures door de leeftijd van 10, en is aangetoond dat een drie-maal hoger risico op het ontwikkelen dodelijke kanker gedurende hun leven dan de algemene bevolking ^2,3 te hebben.

We hebben laten zien dat stralingsdosis kan aanzienlijk worden verminderd bij volwassen cardiale procedures met behulp van onze aftaststraal digitale x-ray (SBDX) systeem ⁴ - een fluoroscopische imaging-systeem dat een inverse imaging geometrie ^5,6 (figuur 1, Film 1 en heeft Figuur 2). In plaats van een brandpunt en een uitgebreide detector zoals gebruikt in conventionele systemen, onze aanpak maakt gebruik van een extended X-ray source met meerdere focale plekken geconcentreerd op een kleine detector. Onze X-ray source bestaat uit een scanning electron beam opeenvolgend verhelderend tot 9.000 brandpunt posities. Elk contactpunt spot projecten een klein deel van de beeldvorming volume op de detector. In tegenstelling tot een conventioneel systeem waarbij het uiteindelijke beeld direct wordt geprojecteerd op de detector, de SBDX maakt gebruik van een speciaal algoritme om het uiteindelijke beeld te reconstrueren van de 9.000 detector beelden.

Voor pediatrische toepassingen, zijn de dosis besparingen met de SBDX-systeem zal naar verwachting kleiner zijn dan bij volwassen procedures. Echter, de SBDX systeem maakt het mogelijk extra dosis besparingen door het implementeren van een elektronisch adaptieve belichting techniek. De sleutel tot deze methode is de multi-beam scanning techniek van het SBDX systeem: in plaats van het blootstellen van elk deel van het beeld met dezelfde stralingsdosis, kunnen we dynamisch variëren, de belichting, afhankelijk van de dekking van de regio blootgesteld. Daarom kunnen we een aanzienlijke vermindering van de blootstelling in radiolucent en hebben een exposure in meer ondoorzichtige gebieden. In onze huidige implementatie, de adaptieve belichting vereist interactie van de gebruiker (figuur 3). Echter, in de toekomst zal de adaptieve belichting worden real-time en volledig automatisch.

Wij hebben geëxperimenteerd met een antropomorfe fantoom en vergeleken met gemeten stralingsdosis met en zonder adaptieve belichting met behulp van een dosis ruimte product (DAP) meter. In het experiment hier gepresenteerde, vinden we een reductie van de dosis van 30%.

1. Systeeminstellingen

1. Stel de fantoom om beeld op isocentrum (dwz 40-cm van de collimator).
2. Stel de DAP meter naar X-ray dosis te meten in de voorkant van de collimator (figuur 4).
3. Vermogen op de SBDX systeem.
4. Selecteer het systeem bedrijfsmodus. We zijn momenteel met behulp van een 7 "gezichtsveld (FOV) met een beeldsnelheid van 15 bps. De X-ray source piekspanning is ingesteld op 80kVp op 9kW X-ray source macht.

2. Data acquisitie

1. Start data-acquisitie van de controle computer. Tijdens de data-acquisitie, worden detector opnamen die zijn opgeslagen in het systeem geheugen. De volgende stappen vinden plaats in de SBDX systeem:
   1. De elektronenbundel scant elk brandpunt positie na elkaar in een raster mode (figuur 5).
   2. De elektronenbundel raakt de transmissie doelgroep en genereert X-stralen (Film 2).
   3. Bij elke brandpunt contante positie, X-ray fotonen verlichten de detector met behulp van een gericht collimator, dus het projecteren van een klein deel van de beeldvorming volume op de detector.
   4. Voor elke brandpunt positie, de detector creëert een detector beeld, die direct wordt opgeslagen in het systeemgeheugen.
   5. De geselecteerde bedrijfsmodus van 7''15 fps biedt 71x71 middelpunt plaatsen. Elk contactpunt contante positie is verlicht voor een totaal van 8 microseconden. De belichtingstijd moet worden opgedeeld in 1 microseconde stappen omwille van de thermische beperkingen van de X-ray doel. Zo, de bundel verlicht de doelgroep op elke brandpunt positie voor een microseconde, en gaat naar de volgende brandpunt positie. Op een later tijdstip, wordt elke brandpunt opnieuw naar de 8 ps belichting te voltooien. Als een detector beeld is gemaakt voor elk brandpunt verlichting, zijn er in totaal 40.328 detector beelden die worden verworven en opgeslagen in het geheugen in ongeveer 60ms.

3. Beeldreconstructie

1. De SBDX is intrinsiek een tomosynthesis systeem, als het object wordt verlicht onder verschillende hoeken van de bron. Elk vlak binnen de imaging volume gelegen tussen collimator en detector kan worden gereconstrueerd. De volgende stappen laten zien hoe de gedeeltelijke beelden worden gereconstrueerd in individuele vliegtuigen, of in een composiet of vliegtuig geselecteerde afbeelding. In de klinische SBDX systeem stappen 3,2 tot 3,4 zal worden uitgevoerd in real-time.
2. Selecteer de afbeelding reconstructie parameters op de reconstructie simulator.
3. Voer de afbeelding reconstructie-algoritme. Tijdens beeldreconstructie het algoritme voert de volgende stappen:
   1. Lees elke individuele detector beeld.
   2. Schaal van de detector beelden om de omvang van het vliegtuig te reconstrueren wedstrijd.
   3. Verschuiving van de beelden op basis van hun brandpunt bronlocatie en voeg ze toe aan de wederopbouw van het vliegtuig (Film 3).
   4. Herhaal de laatste twee stappen voor elke brandpunt locatie.
   5. Voer nabewerking filteren om het patroon te ontstaan ​​door de verschuiving operatie te verwijderen.
   6. Op dit punt, is een vlak gereconstrueerd (Figuur 6), en de anatomie van onze object zichtbaar is.
4. Indien gewenst, voert het algoritme om een ​​vliegtuig geselecteerde beeld te creëren. Het algoritme voert de volgende stappen:
   1. Punt 3.2.1 tot 3.2.6 worden herhaald om de 32 vliegtuigen die nodig zijn voor het vliegtuig geselecteerde beeld te creëren. De vliegtuigen hebben meestal een afstand van 0,5 mm (Movie 4, Figuur 7 en Movie 5).
   2. Voor elk deel van de afbeelding, is het vliegtuig dat het object in focus bevat een selectie van een deel van het uiteindelijke toestel geselecteerde afbeelding (Figuur 8 en Film 6).
5. Indien nodig, de positie van de fantoom naar het hart in het centrum van het gezichtsveld.
6. Voer stap 2,1 tot 3,3 totdat het fantoom goed geplaatst in het gezichtsveld.
7. Noteer de dosis gebied product uit de DAP-meter voor deze niet-gelijkmaker beeld.

4. Nieuwe operatie mode-bestanden voor adaptieve belichting

1. Laad de eerder verworven detector beelden in de adaptieve belichting simulator.
2. Selecteer de adaptieve belichting algoritme parameters.
3. Voer de adaptieve belichting simulator. De simulator voert de volgende stappen:
   1. De beoogde aantal fotonen per detector beeld wordt bepaald op basis van de gebruiker geselecteerde drempel.
   2. Voor elke brandpunt contante positie, is het aantal fotonen in de detector afbeelding bepaald. De detector beelden van dat brandpunt positie worden opgebouwd totdat het beoogde aantal van fotonen of het maximum van acht scant is bereikt (Figuur 9).
   3. Als gevolg hiervan krijgen we opnieuw een scan kaart aangeven hoe vaak elk brandpunt positie wordt verlicht (figuur 10).
   4. De rescan kaart is samengevoegd met de modus-bestand dat wordt gebruikt om het SBDX systeem te draaien.

5. Geëgaliseerd Image overname

1. Laad de bijgewerkte modus bestand in deSBDX systeem.
2. Start data-acquisitie van de controle computer. Data-acquisitie wordt uitgevoerd zoals omschreven in 2.1.1 tot en met 2.1.5. In tegenstelling tot de vorige overname, is de X-stralen in-of uitgeschakeld in het brandpunt plek posities volgens onze scannen kaart. Als het totale aantal van de verlichting is kleiner dan in de standaard overname, is de X-ray dosis verlaagd.
3. Noteer de dosis gebied product gemeten door de DAP meter.
4. Voer de afbeelding reconstructie-algoritme op de nieuw verworven geëgaliseerde gegevens zoals beschreven in 3,2 tot 3,4.
5. Het gereconstrueerde geëgaliseerde beeld (figuur 11) wordt weergegeven.

6. Data-analyse

1. Vergelijk de gemeten dosis voor de niet-gelijkmaker beelden en de gelijkmaker beelden.
2. Let op het verschil tussen de gelijkmaker en de niet-gelijkgesteld gereconstrueerd beelden.

7. Representatieve resultaten:

Figuur 8 en Figuur 11 tonen de vergelijking tussen een standaard-beeld en een geëgaliseerde beeld. Dosis metingen met de DAP meter aantonen dat er een dosis besparing van 30% in de gelijkmaker beeld met behulp van de scan masker in figuur 10.

Daarnaast, egalisatie is een zeer effectieve manier om dynamisch bereik comprimeren, het geven van een meer aangename verschijning van het beeld zonder de noodzaak van post-processing.

Zoals te zien is, kan egalisatie filtratie gebruikt worden om de dosis op te slaan. Kan echter egalisatie ook gebruikt worden om de beeldkwaliteit te verbeteren door het afstemmen van de stralingsdosis tot de niet-gelijkgemaakt beeld door het verhogen van de bron macht. Op deze manier, de donkere gebieden van de afbeelding te ontvangen meer fotonen, wat resulteert in minder beeldruis.

Figuur 1. Conventionele fluoroscopie systeem. Een conventioneel systeem heeft een brandpunt X-ray source en een groot gebied detector. De patiënt ligt dicht bij de detector geplaatst.

Figuur 2. SBDX systeem. SBDX systeem werkt in omgekeerde geometrie. Een grote aftaststraal X-ray source verlicht een klein gebied detector. De patiënt is ver van de detector.

Figuur 3. Stroomschema van de data-acquisitie. 1) Een niet-gelijkmaker beeld van de fantoom is verworven. 2) De data wordt gehaald uit de disk array. 3) Het adaptieve belichting algoritme haalt deze gegevens als input te maken aan een vordering of rescan masker. 4) De scan masker wordt gecombineerd met de originele modus in de bron besturingscomputer. 5) Een gelijkmaker beeld van dezelfde fantoom is verworven en opgeslagen in de disk array. 6) De niet-geëgaliseerd en geëgaliseerd gegevens zijn afkomstig uit de disk array, en de beeldreconstructie software reconstrueert de verschillende vlakken van elke dataset. 7) Beide beelden zijn de output van de reconstructie-software. 8) Beide beelden worden weergegeven.

Figuur 4. Systeeminstellingen. Het fantoom wordt geplaatst op de patiënt tafel isocentrum tussen de X-ray bron en de detector. Een dosis ruimte product meter wordt geplaatst tussen X-ray source en fantoomvoeding.

Figuur 5. X-ray source. Een elektronenbundel wordt gegenereerd door het elektronenkanon en scant elk gat van de collimator in een raster mode. Vanaf de ene kant van de collimator, de bundel scant elk gat na elkaar. Aan het einde van de rij, wordt de straal uitgeschakeld en geplaatst aan het begin van de volgende rij, en de scan is gestart voor die rij. Op deze manier de elektronenbundel scant het gehele collimator, 71 door 71 gaten worden gescand acht keer in ongeveer 60ms.

Figuur 6. Standaard gereconstrueerde beeld. Gereconstrueerd beeld van onze antropomorfe fantoom weergave van het hart met jodiumhoudende kransslagaders. Het beeld werd genomen op 7''FOV en 15 fps, en een vliegtuig op 45 cm van de X-ray doelwit werd gereconstrueerd.

Figuur 7. Multi-plane reconstructie. Vertegenwoordiging van de verschillende gereconstrueerd vlakken tussen de collimator en de detector. De blauwe kegels laten zien hoe de detector beelden backprojected in de reconstructie vlakken.

Figuur 8. Vliegtuig geselecteerde afbeelding. Deze afbeelding is een compositie van 32 vliegtuigen. In tegenstelling tot de 6, figuur waar alleen de schepen op de selected vliegtuig zijn in focus, elk schip is in focus.

Figuur 9. Equalization filtratie stappen. Omdat de collimator is gescand (boven), de melder ontvangt een wisselend telsnelheid, afhankelijk van de dekking van het object (onderaan). Elke hole collimator wordt gescand tot acht keer (acht scant). Op de eerste scan, zijn het middelpunt plaatsen opeenvolgend verlicht langs de rij, vanaf de linkerkant en de flux is gemeten voor elke hole. Op de volgende scan, wordt de verlichting herhaald vanaf het begin van de rij. Voor elke brandpunt, worden de tellingen toegevoegd aan de vorige waarde. Als het totale aantal tellingen hoger is dan een vooraf ingestelde drempel, zal dit gat niet verlicht worden op de volgende scan. In de huidige implementatie van dit proces wordt uitgevoerd offline en leidt tot de creatie van een opnieuw scannen masker dat vervolgens zal worden gebruikt om een ​​geëgaliseerd afbeelding te verkrijgen.

Figuur 10. Opnieuw te scannen map gegenereerd door de equalisatie filtratie-algoritme. Elke pixel van dit beeld vertegenwoordigt een brandpunt van de collimator. Het beeld is dus 71x71 pixels. De grijze niveau van elke pixel staat voor het aantal rescan voor die brandpunt, van nul (zwart) tot acht (wit). Wij merken op dat aan de rechterkant een deel van het beeld, het aantal scan is zeer laag. Als gevolg daarvan zal elk van deze focale plekken slechts eenmaal of tweemaal worden verlicht. Deze regio komt overeen met de long gebied op onze gereconstrueerde beeld (Figuur 6), waar het beeld bijna verzadigd is door de lage X-ray opname van dit gebied.

Figuur 11. Vliegtuig geselecteerde gelijkgemaakt beeld. Dit beeld is de output van de reconstructie-algoritme na adaptieve blootstelling. Dit beeld is aangekocht met dezelfde modus 7 "15 fps als de standaard afbeelding (figuur 8), maar met adaptieve belichting is ingeschakeld op basis van de scan masker van Figuur 10. Het beeld is meer uniform in termen van intensiteit, en daarmee de schepen verschijnen op een hoger contrast, vooral in donkere gebieden. Aan de rechterkant van het beeld, is er niet meer verzadiging in de longen veld.

Film 1. Animatie van het SBDX systeem. SBDX systeem werkt in omgekeerde geometrie. Een grote aftaststraal X-ray source verlicht een klein gebied detector. De patiënt is ver van de detector. Klik hier om de film te bekijken.

Movie 2. X-ray generatie. Bij elke brandpunt, de elektronenbundel raakt de wolfraam doel en X-stralen worden gegenereerd. De collimator richt zich de X-stralen in de richting van de detector. Klik hier om de film te bekijken.

Movie 3. Beeldreconstructie animatie. Deze animatie is het proces van het reconstrueren van het uiteindelijke beeld met behulp van de detector beelden. Voor elk brandpunt van de collimator (linksonder), wordt het overeenkomstige detector afbeelding (linksboven) geprojecteerd op het vliegtuig te reconstrueren (rechts). In deze animatie vertegenwoordigen we drie vliegtuigen die worden gereconstrueerd op verschillende afstanden van de X-ray source. Klik hier om de film te bekijken.

Movie 4. Vliegtuig selectie. SBDX Het systeem is een tomosynthesis imaging systeem. Het vliegtuig te worden gereconstrueerd en gevisualiseerd kunnen worden geselecteerd door de gebruiker. Klik hier om de film te bekijken.

Movie 5. Multi-plane animatie. Deze video toont de verschillende vlakken gereconstrueerd op toenemende afstand van de collimator. Met name de jodiumhoudende kransslagaders in en uit focus, afhankelijk van hun fysieke locatie. Klik hier om de film te bekijken.

Film 6. 3D-vliegtuig geselecteerde animatie. 3D visualisatie van de gereconstrueerde focale vliegtuigen. Focus vliegtuigen meer verschoven met toenemende diepte. Klik hier om de film te bekijken.

Tonen we aan dat de dosis besparingen mogelijk zijn de egalisatie-techniek gebruikt. In dit artikel hebben we alleen maar zien hoe onze techniek wordt toegepast, zonder overleg gevolgen voor de beeldkwaliteit. Het is echter belangrijk te weten dat ons doel is om een ​​doel te houden signaal-ruisverhouding in de gelijkmaker beelden. De onderliggende veronderstelling is dat in niet-gelijkmaker foto's is de signaal-ruisverhouding is sterk niet-uniform. Met name de heldere gebieden, zoals de long gebied vertonen een hogere signaal-ruis verhoudingen dan nodig is om de diagnostische taak uit te voeren. Egalisatie laat ons toe om het signaal te verlagen tot ruis verhouding in deze gebieden en om het signaal te behouden ruis verhoudingen in de donkere gebieden van de afbeelding. We zijn momenteel voeren geluidsmetingen studies om onze aanpak te valideren. Voorlopige resultaten tonen aan dat de dosis besparingen in de orde van 30% haalbaar zijn onder gelijkwaardige signaal-ruisverhouding in de donkere gebieden van de afbeelding ^{7, 8.}

Het potentieel van egalisatie filtratie is erkend in de wetenschappelijke literatuur voor vele jaren. Echter, tot nu toe alle gepubliceerde implementaties betrokken zijn mechanische luiken of filters, significante wijze wordt belemmerd het nut van deze aanpak ^9,10. Hier laten we zien dat de egalisatie kan worden gebaseerd op een volledig elektronische aanpak, het overwinnen van de problemen met mechanische implementaties.

In de klinische SBDX systeem, zullen de meeste van de stappen hier gepresenteerde worden geïmplementeerd in hardware en zal uitgevoerd worden in real time tijdens data-acquisitie. De egalisatie-algoritme wordt uitgevoerd in real-time, en het weergegeven beeld worden gelijkgetrokken standaard. Het algoritme zal dynamisch aan te passen de parameters op basis van het onderwerp in beeld wordt gebracht, de beweging van het onderwerp en de veranderende positie van gantry. We blijven ons algoritme te verbeteren en de verdere ontwikkeling van onze methode zal nodig zijn om real-time uitvoering ervan te vergemakkelijken.

De auteurs zijn medewerkers van Triple Ring Technologies die produceren het instrument gebruikt in dit artikel.

De auteurs willen graag Anne Sandman, Keith Nishihara, en Brian Wilfley bedanken van Triple Ring Technologies voor hun bijdrage in dit project. Dit werk wordt gefinancierd door NIH Challenge Grant 5RC1HL100436-0.

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).

0 Comments

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