Name: Dosis de rayos X a través de la reducción de la exposición de adaptación en imagen fluoroscópica (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-09-11T14:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 30 s
Description: Descubre cómo reducir la dosis de radiación en fluoroscopia mediante exposición adaptativa con un sistema de rayos X de haz escaneado. Este método logra ahorros del 30% manteniendo la calidad de imagen en pacientes adultos y pediátricos.

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Los autores desean agradecer a Anne Sandman, Nishihara Keith y Brian Wilfley de Tecnologías de la triple anillo por su contribución en este proyecto. Este trabajo está financiado por el NIH subvención-desafío 5RC1HL100436-0.

1. De configuración del sistema <ol><li> Configurar el fantasma de la imagen en el isocentro (es decir, 40 cm desde el colimador). </li><li> Ajuste el medidor para medir DAP dosis de rayos X en frente del colimador (Figura 4). </li><li> Encienda el sistema SBDX. </li><li> Seleccione el modo de funcionamiento del sistema. Actualmente estamos usando un 7 "campo de visión (FOV) con una velocidad de 15 fps. El voltaje de la fuente de rayos X de alta se encuentra en poder de 80kVp 9kW fuente de rayos-X. </li></ol> 2. De adquisición de datos <ol><li> Inicio de adquisición de datos desde el ordenador de control. Durante la adquisición de datos, imágenes detector se guardan en la memoria del sistema. Los siguientes pasos tienen lugar en el sistema de SBDX: <ol><li> El haz de electrones escanea cada posición del punto focal de forma secuencial en una forma raster (Figura 5). </li><li> El haz de electrones en el blanco de transmisión y genera rayos X (Movie 2). </li><li> En cada posición del punto focal, fotones de rayos X iluminar el detector usando un colimador de enfoque, proyectando así una pequeña parte del volumen de imágenes en el detector. </li><li> Para cada posición del punto focal, el detector crea una imagen del detector, que se almacena directamente en la memoria del sistema. </li><li> El modo de operación seleccionado de 7''15fps proporciona 71x71 puntos focales. Cada posición del punto focal es iluminado por un total de 8 ms. El tiempo de exposición debe ser dividido en incrementos de 1 ms, debido a las limitaciones térmicas de la meta de rayos-X. Por lo tanto, el rayo ilumina el objetivo en cada posición del punto focal de 1 ms y se mueve a la posición del punto focal siguiente. En un momento posterior, cada punto focal es revisado para completar la exposición de 8 ms. Como una imagen detector se crea para cada luz del foco, hay un total de 40.328 imágenes de detector que se adquieren y almacenan en la memoria de unos 60 ms. </li></ol></li></ol> 3. Reconstrucción de imagen <ol><li> El SBDX es intrínsecamente un sistema de tomosíntesis, ya que el objeto es iluminado con diferentes ángulos de la fuente. Cualquier plano en el volumen de imágenes situado entre el colimador y el detector puede ser reconstruido. Los pasos siguientes ilustran cómo las imágenes parciales se reconstruyen en los planos individual, o en una imagen compuesta o plano seleccionado. En los pasos del sistema clínica SBDX 3,2 a 3,4 se llevará a cabo en tiempo real. </li><li> Seleccionar los parámetros de reconstrucción de la imagen en el simulador de reconstrucción. </li><li> Ejecutar el algoritmo de reconstrucción de la imagen. Durante la reconstrucción de la imagen que el algoritmo realiza los siguientes pasos: <ol><li> Lea cada imagen detector individual. </li><li> Escala de las imágenes del detector para que coincida con la escala del plano de la reconstrucción. </li><li> Cambio de las imágenes de acuerdo a su ubicación central fuente de punto y añadirlas al plano de la reconstrucción (Movie 3). </li><li> Repita los dos últimos pasos para cada lugar de la mancha focal. </li><li> Realizar el procesamiento posterior de filtrado para eliminar el patrón creado por la operación de desplazamiento. </li><li> En este punto, un avión se reconstruye (Figura 6), y la anatomía de nuestro objeto es visible. </li></ol></li><li> Si se solicita, ejecutar el algoritmo para crear una imagen plano seleccionado. El algoritmo realiza los siguientes pasos: <ol><li> El punto 3.2.1 a 3.2.6 se repiten para crear los 32 planos necesarios para la imagen de plano seleccionado. Los aviones suelen tener una distancia de 0,5 mm (Movie 4, Figura 7 y la película 5). </li><li> Para cada parte de la imagen, el plano que contiene el objeto en el foco es seleccionado para ser parte de la imagen plano final seleccionado (Figura 8 y la película 6). </li></ol></li><li> Si es necesario, colocar el fantasma de poner el corazón en el centro del campo de visión. </li><li> Realizar el paso desde 2,1 hasta 3,3 hasta el fantasma está correctamente colocado en el interior del campo de visión. </li><li> Registro del producto dosis-área del metro DAP para esta imagen no igualado. </li></ol> 4. Nuevo modo de operación de generación de archivos para la exposición de adaptación <ol><li> Cargar las imágenes detector previamente adquiridos en el simulador de la exposición de adaptación. </li><li> Seleccione los parámetros de exposición algoritmo adaptativo. </li><li> Ejecute el simulador de la exposición de adaptación. El simulador realiza los siguientes pasos: <ol><li> El número máximo de fotones por imagen detector se determina con base en el umbral de usuario seleccionado. </li><li> Para cada posición del punto focal, el número de fotones en el detector se determina la imagen. Las imágenes del detector de posición del punto focal que se acumulan hasta que el número de destino de los fotones o el máximo de ocho nuevos exámenes que se alcanza (Figura 9). </li><li> Como resultado se obtiene un mapa que detalla volver a analizar cuántas veces cada posición del punto focal está iluminado (Figura 10). </li><li> El mapa de volver a analizar se combina con el archivo de modo de funcionamiento que se utiliza para ejecutar el sistema SBDX. </li></ol></li></ol> 5. Imagen igualó la adquisición de <ol><li> Cargar el archivo actualizado del modo de operación en elSBDX sistema. </li><li> Inicio de adquisición de datos desde el ordenador de control. Adquisición de datos se lleva a cabo como se detalla en los puntos 2.1.1 a 2.1.5. En contraste con la adquisición anterior, el haz de rayos X se activa o desactiva en las posiciones del punto focal de acuerdo con el mapa nuevo análisis. A medida que el número total de iluminación es menor que en la adquisición normal, la dosis de rayos X se reduce. </li><li> Registro del producto dosis-área medida por el medidor de DAP. </li><li> Ejecutar el algoritmo de reconstrucción de la imagen en los datos recientemente adquiridos igualado como se detalla en 3,2 a 3,4. </li><li> La imagen reconstruida empató (Figura 11) se muestra. </li></ol> 6. Análisis de los datos <ol><li> Comparar la dosis medida de las imágenes no igualadas y las imágenes igualado. </li><li> Observe la diferencia entre las imágenes y no igualado igualado reconstruidos. </li></ol> 7. Los resultados representativos: Figura 8 y Figura 11 muestran la comparación entre una imagen y una imagen estándar igualadas. Mediciones de dosis con el medidor de DAP demuestran un ahorro de dosis de 30% en la imagen ecualizada con la máscara de volver a analizar se ilustra en la Figura 10. Además, la igualdad es un medio muy eficaz para comprimir el rango dinámico, dando un aspecto más agradable de la imagen sin la necesidad de post-procesamiento. Como se muestra, la filtración de la igualdad puede ser utilizado para salvar a la dosis. Sin embargo, la igualdad también se puede utilizar para mejorar la calidad de la imagen, haciendo coincidir la dosis de radiación a la imagen no igualado por el aumento de la fuente de alimentación. De esta manera, las regiones oscuras de la imagen recibirá más fotones, lo que reduce el ruido de imagen. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig1.jpg" alt="Figura 1" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 1"> Figura 1. Sistema de fluoroscopia convencional. Un sistema convencional tiene un solo punto focal fuente de rayos X y un detector de gran área. El paciente se coloca cerca del detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig2.jpg" alt="Figura 2" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 2"> Figura 2. SBDX sistema. El sistema opera en SBDX geometría inversa. Un haz de escaneado de gran fuente de rayos X se ilumina un detector de área pequeña. El paciente se coloca lejos del detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig3.jpg" alt="Figura 3" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 3"> Figura 3. Diagrama de flujo de la adquisición de datos. 1) Una imagen no igualó el fantasma de su adquisición. 2) Los datos se extraen de la matriz de discos. 3) El algoritmo de adaptación de exposición toma estos datos como entrada para crear una exposición o una máscara de volver a analizar. 4) La máscara de volver a analizar se combina con el modo de operación original en el ordenador de control de código fuente. 5) Una imagen igualado de los mismos fantasmas que se adquiere y se almacena en la matriz de discos. 6) Los conjuntos no igualado igualado y los datos se extraen de la matriz de discos, y el software de reconstrucción de la imagen reconstruye los diferentes planos de cada conjunto de datos. 7) Las dos imágenes son el resultado de los programas de reconstrucción. 8) Ambos se muestran las imágenes. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig4.jpg" alt="Figura 4" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 4"> Figura 4. Configuración del sistema. El fantasma se coloca en la mesa del paciente en el isocentro entre la fuente de rayos X y el detector. Un área de dosis metros producto se coloca entre la fuente de rayos X y el fantasma. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig5.jpg" alt="Figura 5" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 5"> Figura 5. Fuente de rayos X. Un haz de electrones es generado por el cañón de electrones y examina los agujeros del colimador en forma de trama. A partir de un lado del colimador, el haz explora cada agujero de forma secuencial. Al final de la fila, el haz se apaga y se coloca al principio de la fila siguiente, y la exploración se inicia por la fila. De esta forma el haz de electrones explora el colimador de todo, 71 por 71 hoyos se analizan ocho veces en aproximadamente 60 ms. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig6.jpg" alt="Figura 6" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 6"> Figura 6. Imagen reconstruida estándar. Imagen reconstruida de nuestro fantasma antropomórfica visualizar el corazón con las arterias coronarias yodados. La imagen fue tomada en el campo de visión de 7''y 15 fps, y un solo plano en 45 cm de la meta de rayos X se reconstruyó. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig7.jpg" alt="Figura 7" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 7"> Figura 7. Multi-plano de reconstrucción. Representación de los diferentes planos reconstruida entre el colimador y el detector. Los conos azules ilustran cómo las imágenes son detector backprojected en los planos de reconstrucción. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig8.jpg" alt="Figura 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 8"> Figura 8. Plano seleccionado la imagen. Esta imagen es una composición de 32 aviones. En contraste con la figura 6, donde sólo los buques en la selected avión están en foco, todo buque está en foco. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig9.jpg" alt="Figura 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 8"> Figura 9. Medidas de ecualización de la filtración. A medida que el colimador se escanea (arriba), el detector recibe una tasa de conteo variable, dependiendo de la opacidad del objeto (abajo). Cada agujero colimador se escanea hasta ocho veces (ocho nuevos exámenes). En la primera volver a analizar, los puntos focales se iluminan en secuencia a lo largo de la fila, empezando por la izquierda, y el flujo se mide en cada hoyo. En la siguiente volver a analizar, la iluminación se repite empezando por el principio de la fila. Para cada punto focal, los recuentos se añade al valor anterior. Si el número total de cuentas excede un umbral previamente establecido, este agujero no se iluminará en el siguiente nuevo análisis. En la implementación actual de este proceso se lleva a cabo fuera de línea y lleva a la creación de una máscara de volver a analizar que posteriormente se utilizará para adquirir una imagen ecualizada. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig10.jpg" alt="Figura 10" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 10"> Figura 10. Volver a examinar el mapa generado por el algoritmo de filtración de ecualización. Cada píxel de la imagen representa un punto focal del colimador. La imagen es por lo tanto, 71x71 píxeles. El nivel de gris de cada píxel representa el número de Volver a buscar ese punto focal, a partir de cero (negro) a ocho (blanco). Se observa que en la parte derecha de la imagen, el número de volver a analizar es muy baja. Como resultado, cada uno de estos puntos focales se ilumina sólo una o dos veces. Esta región corresponde a la zona del campo de pulmón de nuestra imagen reconstruida (Figura 6), donde es casi la imagen saturada debido a la baja absorción de rayos X de la zona. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig11.jpg" alt="Figura 11" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 11"> Figura 11. Plano seleccionado la imagen ecualizada. Esta imagen es la salida del algoritmo de reconstrucción después de la exposición de adaptación. Esta imagen ha sido adquirida con el mismo modo de funcionamiento de 7 "15 fps como el estándar de imagen (Figura 8), pero con la exposición de adaptación habilitado sobre la base de la máscara de exploración de la figura 10. La imagen es más uniforme en términos de intensidad, y por lo tanto los vasos aparecen en un contraste más alto, especialmente en las zonas oscuras. En la parte derecha de la imagen, no existe una saturación más tiempo en el campo pulmonar. Movie 1. Animación del sistema SBDX. El sistema opera en SBDX geometría inversa. Un haz de escaneado de gran fuente de rayos X se ilumina un detector de área pequeña. El paciente se coloca lejos del detector. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie1.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 2. Generación de rayos X. En cada punto focal, el haz de electrones en el blanco de tungsteno y los rayos X se generan. El colimador se concentra el haz de rayos X hacia el detector. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie2.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 3. Animación de reconstrucción de imagen. Esta animación representa el proceso de reconstrucción de la imagen final con las imágenes del detector. Para cada punto focal del colimador (abajo izquierda), la imagen del detector correspondiente (superior izquierda) se proyecta sobre el plano para reconstruir (derecha). En esta animación se representan tres aviones que están siendo reconstruidas a diferentes distancias de la fuente de rayos-X. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie3.avi">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 4. Selección del plano. El sistema SBDX es un sistema de imagen tomosíntesis. El avión que ser reconstruido y se visualizan pueden ser seleccionados por el usuario. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie4.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Película 5. Multi-plano de animación. Este video muestra los diferentes planos reconstruidos a aumentar la distancia del colimador. En particular, las arterias coronarias yodado ir en y fuera de foco en función de su ubicación física. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie5.avi">Haga clic aquí para ver la película.</a> Película 6. Plano 3D seleccionado animación. Visualización 3D de los planos focales reconstruido. Planos focales se desplazan más al aumentar la profundidad. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie6.wmv">Haga clic aquí para ver la película.</a>

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Los autores son empleados de las Tecnologías de anillo triple que producen el instrumento utilizado en este artículo.

Se demuestra que los ahorros de dosis son posibles mediante la técnica de ecualización. En este trabajo sólo nos muestran cómo nuestra técnica se aplica, sin discutir las implicaciones para la calidad de la imagen. Sin embargo, es importante tener en cuenta que nuestro objetivo es mantener una señal de destino a ruido en las imágenes igualado. La suposición subyacente es que en no igualó las imágenes, la relación señal-ruido es altamente no uniforme. En particular, las áreas brillantes como el campo de pulmón muestran una mayor relación señal-ruido de lo necesario para realizar la tarea de diagnóstico. Ecualización nos permite reducir la relación señal-ruido en estas áreas y para mantener la relación señal-ruido en las regiones más oscuras de la imagen. Actualmente estamos realizando los estudios de medición del ruido para validar nuestro enfoque. Los resultados preliminares muestran que los ahorros de dosis del orden de 30% son alcanzables en señal equivalente al ruido en las regiones oscuras de la imagen 7, 8. El potencial de la filtración de la igualdad ha sido reconocido en la literatura científica desde hace muchos años. Implementaciones Sin embargo, hasta ahora todos los involucrados publicado persianas mecánicas ni filtros, un obstáculo significativo a la utilidad de este enfoque de 9,10. Aquí nos demuestran que la igualdad se puede basar en un enfoque totalmente electrónico, la superación de los problemas con las implementaciones de mecánica. En la clínica del sistema SBDX, la mayoría de los pasos que aquí se presenta se llevará a cabo en el hardware y se llevará a cabo en tiempo real durante la adquisición de datos. El algoritmo de compensación se ejecutará en tiempo real, y la imagen que se igualó por defecto. El algoritmo se adapta de forma dinámica los parámetros en función del tema que se explora, el movimiento del sujeto y el cambio de posición de puente. Seguimos mejorando nuestro algoritmo, y el desarrollo de nuestro método, será necesario a fin de facilitar en tiempo real de ejecución.

dosis de rayos x a través de la reducción de la exposición de adaptación en imagen fluoroscópica

X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

Fluoroscopia de rayos X se utiliza ampliamente para la orientación de la imagen durante la intervención cardíaca. Sin embargo, la dosis de radiación en estos procedimientos pueden ser altos, y esto es una preocupación importante, sobre todo en aplicaciones pediátricas. Procedimientos de pediatría son en general mucho más complejas que las realizadas en los adultos y por lo tanto son un promedio de cuatro a ocho veces más 1. Además, los niños pueden someterse a un máximo de 10 procedimientos fluoroscópicos por la edad de 10 años, y se ha demostrado que tienen un riesgo tres veces mayor de desarrollar cáncer mortal a lo largo de su vida que la población general 2,3. Hemos demostrado que la dosis de radiación puede reducirse significativamente en los procedimientos cardíacos de adultos mediante el uso de nuestra exploración del haz de rayos x digitales (SBDX) sistema 4 - un sistema de imagen fluoroscópica que emplea una geometría de la imagen inversa de 5,6 (Figura 1, Movie 1 y Figura 2). En lugar de un solo punto focal y un detector de extenderse como se utiliza en los sistemas convencionales, nuestro enfoque utiliza una extensa fuente de rayos X con múltiples puntos focales se centraron en un pequeño detector. Nuestra fuente de rayos X se compone de un haz electrónico de barrido secuencial iluminando hasta 9.000 puestos de punto focal. Cada punto focal proyectos de una pequeña parte del volumen de imágenes en el detector. En contraste con un sistema convencional que es directamente la imagen final proyectada en el detector, el SBDX utiliza un algoritmo dedicado a reconstruir la imagen final de los 9.000 imágenes detector. Para aplicaciones pediátricas, el ahorro de dosis con el sistema de SBDX se espera que sean más pequeños que en los procedimientos de adulto. Sin embargo, el sistema permite un ahorro SBDX dosis adicional mediante la aplicación de una técnica de exposición electrónico adaptativo. La clave de este método es la técnica de multi-haz de exploración del sistema SBDX: en lugar de exponer todas las partes de la imagen con la misma dosis de radiación, que puede variar de forma dinámica la exposición en función de la opacidad de la región expuesta. Por lo tanto, puede reducir significativamente la exposición en áreas radiolúcidas y mantener la exposición en las zonas más opacas. En nuestra implementación actual, la exposición de adaptación requiere la interacción del usuario (Figura 3). Sin embargo, en el futuro, la exposición de adaptación será en tiempo real y totalmente automático. Hemos realizado experimentos con un fantasma en comparación antropomórfica y mide la dosis de radiación con y sin exposición de adaptación con un producto dosis-área (DAP) metros. En el experimento que aquí se presenta, nos encontramos con una reducción de la dosis del 30%.

Estamos desarrollando una técnica dinámica de exposición de adaptación con nuestra exploración del haz de rayos X digitales del sistema. En lugar de exponer un objeto de manera uniforme, la exposición se adapta en función de la opacidad del objeto. Aquí se muestra un experimento en un fantasma antropomórfica que resultó en un ahorro de dosis de 30%.

Dosis de rayos X a través de la reducción de la exposición de adaptación en imagen fluoroscópica

La fluoroscopia por rayos X se utiliza ampliamente para la guía de imágenes durante la intervención cardíaca. Sin embargo, la dosis de radiación en estos procedimientos puede ser elevada, y esto representa un...

Este experimento muestra cómo utilizar el sistema de rayos X digitales con haz de barrido para reducir la dosis adaptando localmente la exposición a la opacidad del objeto, en lugar de exponerlo de forma uniforme como se hace convencionalmente. El primer paso consiste en adquirir una imagen de referencia en un primer pase y definir los parámetros del algoritmo de exposición adaptativa. Luego, la computadora genera un nuevo mapa de escaneo con requisitos de dosis más bajos, que se carga en el sistema para poder adquirir una imagen equalizada.Las mediciones del producto dosis-área muestran que la exposición adaptativa conduce a un ahorro de dosis en el rango del 30 %. Estamos desarrollando un sistema de imagen llamado sistema de rayos X digital con haz escaneado o SPDX, que permite la fluoroscopia de rayos X con geometría inversa. La principal diferencia entre un sistema de imagen convencional y uno con geometría inversa es que no utilizamos un tubo de rayos X con un único punto focal que proyecte sobre un detector de campo de visión amplio. Nuestra fuente de rayos X consta de miles de puntos focales, cada uno recubierto sobre un detector pequeño de conteo de fotones, para adquirir un solo cuadro de imagen.Adquirimos miles de imágenes del detector, con cada imagen del detector observando solo una pequeña porción de la inversa del objeto. La imagen basada en geometría conduce a una reducción significativa del dispersión en las imágenes, lo que nos permite adquirir estas imágenes con una dosis mucho más baja.Esto es particularmente ventajoso para pacientes de mayor tamaño, ya que la dispersión aumenta con el tamaño del paciente. En pacientes pediátricos, los ahorros de dosis debidos a la reducción de la dispersión son mucho menores. Sin embargo, la geometría inversa permite la implementación de estrategias de ahorro de dosis que también benefician a los pacientes pediátricos.La geometría inversa posibilita una técnica que denominamos exposición adaptativa. Mientras adquirimos miles de imágenes del detector, podemos adaptar la exposición en tiempo real, dependiendo de la densidad superior de la región expuesta, de modo que reducimos la exposión en las áreas radiolúcidas y mantenemos la exposición en regiones más opacas. Así, logramos una calidad de imagen uniforme en toda la imagen y reducimos la dosis en áreas que estarían sobreexpuestas en sistemas convencionales.Para controlar la dosis de radiación, se coloca un medidor de producto dosis-área delante del colimador. El paciente o el fantoma se posiciona generalmente relativamente cerca del colimador, con el centro del volumen de imagen a unos 40 centímetros del colimador. A continuación, se selecciona el modo de funcionamiento del sistema.Los ajustes típicos son un campo de visión de siete pulgadas y una frecuencia de cuadros de 15 cuadros por segundo. El voltaje pico de la fuente de rayos X se establece en 80 kilovoltios pico y la potencia de la fuente en 17 kilovatios. Luego encienda el sistema SBDX e inicie la adquisición de imágenes.Durante la adquisición de imágenes, un haz de electrones se escanea secuencialmente a cada posición de punto focal de forma rasterizada. En cada posición de punto focal, el haz de electrones impacta en el objetivo de transmisión y genera rayos X. Los fotones de rayos X resultantes atraviesan un colimador de enfoque e iluminan el detector.Por lo tanto, solo se proyecta una pequeña porción del volumen de imagen. Durante la iluminación, el detector adquiere una imagen detectora, que se almacena directamente en la memoria del sistema. Para cada punto focal, se desea una iluminación de hasta ocho microsegundos.Sin embargo, debido a las limitaciones térmicas del objetivo, la exposición continua máxima es de uno. El microsegundo y la adquisición se dividen en ocho incrementos de un microsegundo. En total, durante aproximadamente 60 milisegundos, se registran más de 40.000 imágenes del detector al final de la adquisición de imágenes.Asegúrese de registrar la medición en el medidor de producto área-dosis. El SBDX es intrínsecamente un sistema de tomosíntesis, ya que el objeto se ilumina bajo diferentes ángulos desde cada punto focal de la fuente; cualquier plano dentro del volumen de imagen ubicado entre el colimador y el detector puede reconstruirse. Comience ajustando la imagen.Parámetros de construcción. Seleccione cuántos planos reconstruir y su ubicación. A continuación, ejecute el algoritmo de reconstrucción de imágenes.El algoritmo procesa cada imagen del detector escalando primero la imagen del detector para el plano de reconstrucción respectivo, y segundo, desplazando la imagen según la posición del punto focal antes de sumarla a la reconstrucción. A continuación, un filtrado de postprocesamiento elimina el patrón creado por la operación de desplazamiento y suma. Típicamente, se reconstruyen 32 planos con un espaciado de 0,5 milímetros en una pila de imágenes reconstruidas.Las estructuras entran y salen de foco dependiendo de su distancia respecto al detector. El algoritmo de selección de planos elige las estructuras que están enfocadas en cada plano, y con esa información, puede formarse una imagen compuesta que muestra únicamente estructuras y enfoque. Esta imagen 2D es equivalente a las imágenes obtenidas en un sistema convencional.Sin embargo, el algoritmo de selección de plano ha determinado para cada estructura su posición con respecto a un colimador. Esto nos permite reproducirlo como una animación 3D, cargar las imágenes guardadas en el simulador de exposición adaptativa y ejecutar el algoritmo para cada punto focal. Se determina el número de fotones en la imagen.Luego se acumulan las imágenes hasta alcanzar el número objetivo de fotones, o hasta que se agreguen los ocho reescaneos. La salida del simulador de exposición adaptativa es un mapa de reescaneo que detalla cuántas veces se ilumina cada posición del punto focal. Este mapa se combina con el archivo de modo de operación utilizado para ejecutar el sistema SBDX.Después de cargar el archivo actualizado del modo de operación en el sistema SBDX, se tomarán imágenes, pero ahora el haz de rayos X se encenderá o apagará en las posiciones del punto focal según el mapa de nuevo escaneo, reduciendo el número total de iluminaciones. Ejecute el algoritmo de reconstrucción de imágenes en los nuevos datos para reconstruir la imagen equalizada. Nuevamente, asegúrese de registrar la lectura del producto dosis-área; las mediciones de dosis con el medidor de producto dosis-área mostraron un ahorro de dosis del 30 % en la imagen equalizada al utilizar la máscara de nuevo escaneo. Los resultados preliminares mostraron que la calidad de la imagen es equivalente y que la imagen equalizada tiene una mayor atractivo visual que la imagen no equalizada.Estamos explorando la exposición adaptativa como una técnica para reducir la dosis en procedimientos fluoroscópicos. Los resultados iniciales muestran que es factible lograr ahorros de dosis de al menos 30 % con una calidad de imagen equivalente. Actualmente estamos implementando la exposición adaptativa como una función en tiempo real.Durante la adquisición de imágenes, nuestro algoritmo realizará automáticamente el umbralizado. Por lo tanto, muchos de los pasos mostrados aquí serán invisibles para el usuario. Nuestros resultados actuales son alentadores y esperamos con interés investigar más a fondo nuestra técnica.En particular, tendremos que demostrar en ensayos clínicos que el valor diagnóstico de nuestras imágenes es equivalente o superior al de las imágenes convencionales.

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