Name: Redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluoroskopowym (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-09-11T14:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 30 s
Description: Poznaj technikę adaptacyjnej ekspozycji w cyfrowym fluoroskopii rentgenowskiej ze skanowaną wiązką, która redukuje dawkę promieniowania o 30% przy zachowaniu jakości obrazu. Metoda ta umożliwia lokalne dostosowanie ekspozycji do nieprzezroczystości obiektu w czasie rzeczywistym.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

playerTrialDesktop

Autorzy chcieliby podziękować Anne Sandman, Keithowi Nishiharze oraz Brianowi Wilfleyowi z firmy Triple Ring Technologies za ich wkład w ten projekt. Praca ta została sfinansowana z grantu NIH Challenge Grant 5RC1HL100436-0.

1. Konfiguracja systemu
<ol>
 <li>Ustaw fantom do obrazowania w izocentrum (tj. 40 cm od kolimatora).</li>
 <li>Ustaw miernik DAP do pomiaru dawki promieniowania rentgenowskiego przed kolimatorem (Rysunek 4).</li>
 <li>Włącz system SBDX.</li>
 <li>Wybierz tryb pracy systemu. Obecnie stosujemy pole widzenia (FOV) 7" przy częstotliwości odświeżania 15fps. Napięcie szczytowe źródła promieniowania rentgenowskiego ustawiono na 80kVp przy mocy źródła 9kW.</li>
</ol>
2. Pozyskiwanie danych
<ol>
 <li>Uruchom akwizycję danych z komputera sterującego. Podczas akwizycji obrazy z detektora są zapisywane w pamięci systemu. W systemie SBDX następują następujące etapy:
 <ol>
 <li>Wiązka elektronów skanuje sekwencyjnie każdą pozycję ogniska w sposób rastrowy (Rysunek 5).</li>
 <li>Wiązka elektronów uderza w tarczę transmisyjną, generując promienie X (Film 2).</li>
 <li>W każdej pozycji ogniska fotony promieniowania X oświetlają detektor za pomocą kolimatora ogniskującego, rzutując w ten sposób niewielką część objętości obrazowania na detektor.</li>
 <li>Dla każdej pozycji ogniska detektor tworzy jeden obraz, który jest bezpośrednio zapisywany w pamięci systemu.</li>
 <li>Wybrany tryb pracy 7’’ 15fps zapewnia 71x71 ognisk. Każda pozycja ogniska jest oświetlana przez łącznie 8 μs. Czas ekspozycji musi zostać podzielony na przyrosty 1 μs ze względu na ograniczenia termiczne tarczy promieni X. W związku z tym wiązka oświetla tarczę w każdej pozycji ogniska przez 1 μs, a następnie przesuwa się do następnej pozycji. W późniejszym czasie każde ognisko jest ponownie odwiedzane, aby dopełnić ekspozycję do 8 μs. Ponieważ dla każdego oświetlenia ogniska tworzony jest jeden obraz z detektora, łącznie pozyskiwanych jest 40328 obrazów z detektora, które są zapisywane w pamięci w czasie około 60ms.</li>
 </ol>
 </li>
</ol>
3. Rekonstrukcja obrazu
<ol>
 <li>SBDX jest z natury systemem tomosyntezy, ponieważ obiekt jest oświetlany pod różnymi kątami z poziomu źródła. Możliwa jest rekonstrukcja dowolnej płaszczyzny wewnątrz objętości obrazowania znajdującej się między kolimatorem a detektorem. Poniższe kroki ilustrują, w jaki sposób obrazy częściowe są rekonstruowane w poszczególne płaszczyzny lub w obraz złożony bądź obraz z wybraną płaszczyzną. W klinicznym systemie SBDX kroki od 3.2 do 3.4 są wykonywane w czasie rzeczywistym.</li>
 <li>Wybierz parametry rekonstrukcji obrazu w symulatorze rekonstrukcji.</li>
 <li>Uruchom algorytm rekonstrukcji obrazu. Podczas rekonstrukcji obrazu algorytm wykonuje następujące kroki:
 <ol>
 <li>Odczytaj każdy pojedynczy obraz z detektora.</li>
 <li>Przeskaluj obrazy z detektora, aby dopasować je do skali rekonstruowanej płaszczyzny.</li>
 <li>Przesuń obrazy zgodnie z położeniem ogniska źródła i dodaj je do płaszczyzny rekonstrukcji (Film 3).</li>
 <li>Powtórz dwa ostatnie kroki dla każdego położenia ogniska.</li>
 <li>Wykonaj filtrowanie w ramach post-processingu, aby usunąć wzór powstały w wyniku operacji przesuwania.</li>
 <li>W tym momencie jedna płaszczyzna zostaje zrekonstruowana (Rysunek 6), a anatomia badanego obiektu staje się widoczna.</li>
 </ol>
 </li>
 <li>Jeśli jest to wymagane, uruchom algorytm w celu utworzenia obrazu z wybraną płaszczyzną. Algorytm wykonuje następujące kroki:
 <ol>
 <li>Punkty od 3.2.1 do 3.2.6 są powtarzane w celu utworzenia 32 płaszczyzn niezbędnych do stworzenia obrazu z wybraną płaszczyzną. Płaszczyzny mają zazwyczaj odstępy 0,5-mm (Film 4, Rysunek 7 i Film 5).</li>
 <li>Dla każdej części obrazu wybierana jest płaszczyzna, w której obiekt znajduje się w ostrości, aby stała się ona częścią końcowego obrazu z wybraną płaszczyzną (Rysunek 8 i Film 6).</li>
 </ol>
 </li>
 <li>W razie potrzeby zmień położenie fantoma, aby umieścić serce w centrum pola widzenia.</li>
 <li>Wykonuj kroki od 2.1 do 3.3, dopóki fantom nie zostanie prawidłowo umieszczony w polu widzenia.</li>
 <li>Zapisz wartość produktu dawka-pole z miernika DAP dla tego obrazu nie wyrównanego.</li>
</ol>
4. Generowanie nowego pliku trybu pracy dla adaptacyjnej ekspozycji
<ol>
 <li>Wczytaj wcześniej pozyskane obrazy z detektora do symulatora ekspozycji adaptacyjnej.</li>
 <li>Wybierz parametry algorytmu ekspozycji adaptacyjnej. </li>
 <li>Uruchom symulator ekspozycji adaptacyjnej. Symulator wykonuje następujące kroki: 
 <ol>
 <li>Docelowa liczba fotonów na obraz detektora jest określana na podstawie wybranego przez użytkownika progu.</li>
 <li>Dla każdej pozycji ogniska określa się liczbę fotonów w obrazie detektora. Obrazy z detektora dla danej pozycji ogniska są akumulowane do momentu osiągnięcia docelowej liczby fotonów lub maksymalnej liczby ośmiu ponownych skanowań (Ryc. 9).</li>
 <li>W wyniku otrzymujemy mapę ponownych skanowań, szczegółowo określającą, ile razy każda pozycja ogniska została naświetlona (Ryc. 10).</li>
 <li>Mapa ponownych skanowań jest łączona z plikiem trybu pracy używanym do sterowania systemem SBDX.</li>
 </ol>
 </li>
</ol>
5. Wyrównane pozyskiwanie obrazów
<ol>
 <li>Wgrać zaktualizowany plik trybu pracy do systemu SBDX.</li>
 <li>Rozpocząć akwizycję danych z komputera sterującego. Akwizycję danych przeprowadza się zgodnie ze szczegółami opisanymi w punktach 2.1.1 do 2.1.5. W przeciwieństwie do poprzedniej akwizycji, wiązka promieni rentgenowskich jest włączana lub wyłączana w pozycjach plamki ogniskowej zgodnie z naszą mapą ponownego skanowania. Ponieważ całkowita liczba naświetleń jest mniejsza niż w standardowej akwizycji, dawka promieniowania rentgenowskiego jest zredukowana.</li>
 <li>Zarejestrować produkt dawka-pole zmierzony za pomocą miernika DAP.</li>
 <li>Uruchomić algorytm rekonstrukcji obrazu dla nowo pozyskanych danych wyrównanych, zgodnie ze szczegółami opisanymi w punktach 3.2 do 3.4.</li>
 <li>Wyświetlony zostanie zrekonstruowany obraz wyrównany (Rysunek 11).</li>
</ol>
6. Analiza danych
<ol>
 <li>Porównaj dawkę zmierzoną dla obrazów niewyrównanych i obrazów wyrównanych.</li>
 <li>Zaobserwuj różnicę między zrekonstruowanymi obrazami wyrównanymi a niewyrównanymi.</li>
</ol>
7. Reprezentatywne wyniki:
Rysunek 8 i Rysunek 11 przedstawiają porównanie obrazu standardowego z obrazem wyrównanym. Pomiary dawki za pomocą miernika DAP wykazują oszczędność dawki na poziomie 30% w obrazie wyrównanym przy zastosowaniu maski do ponownego skanowania przedstawionej na Rysunku 10.
Dodatkowo, korekcja (equalization) jest bardzo skutecznym sposobem kompresji zakresu dynamicznego, co nadaje obrazowi przyjemniejszy wygląd bez konieczności przeprowadzania postprodukcji.
Jak pokazano, filtrację wyrównującą można wykorzystać w celu zmniejszenia dawki. Jednak wyrównywanie może służyć również do poprawy jakości obrazu poprzez dopasowanie dawki promieniowania do obrazu niewyrównanego za pomocą zwiększenia mocy źródła. W ten sposób ciemne obszary obrazu otrzymują więcej fotonów, co skutkuje zmniejszeniem szumu obrazu.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig1.jpg" alt="Schemat konwencjonalnego systemu; układ obrazowania rentgenowskiego z pacjentem, dużym detektorem i punktowym źródłem promieni rentgenowskich." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 1"> 
Rysunek 1. Konwencjonalny system fluoroskopowy. System konwencjonalny posiada pojedyncze ognisko źródła promieni rentgenowskich i detektor o dużej powierzchni. Pacjent jest ustawiony blisko detektora.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig2.jpg" alt="Pacjent poddawany badaniu rentgenowskiemu; schemat źródła promieniowania rentgenowskiego i macierzy detektorów do obrazowania medycznego." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 2"> 
Rysunek 2. System SBDX. System SBDX pracuje w geometrii odwróconej. Duże skanujące źródło promieniowania rentgenowskiego oświetla mały detektor powierzchniowy. Pacjent jest ustawiony w znacznej odległości od detektora.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig3.jpg" alt="Schemat systemu obrazowania rentgenowskiego z akwizycją danych, rekonstrukcją obrazu i filtrami wyrównującymi." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 3"> 
Rycina 3. Schemat blokowy akwizycji danych. 1) Pozyskiwany jest obraz fantoma bez wyrównania. 2) Dane są wyodrębniane z macierzy dyskowej. 3) Algorytm adaptacyjnej ekspozycji przyjmuje te dane jako wejście w celu utworzenia maski ekspozycji lub ponownego skanowania. 4) Maska ponownego skanowania jest łączona z oryginalnym trybem pracy w komputerze sterującym źródłem. 5) Pozyskiwany jest obraz tego samego fantoma z wyrównaniem, który następnie jest zapisywany w macierzy dyskowej. 6) Zbiory danych z wyrównaniem i bez wyrównania są wyodrębniane z macierzy dyskowej, a oprogramowanie do rekonstrukcji obrazu rekonstruuje różne płaszczyzny każdego zbioru danych. 7) Oba obrazy stanowią wynik działania oprogramowania do rekonstrukcji. 8) Oba obrazy są wyświetlane.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig4.jpg" alt="Układ obrazowania rentgenowskiego z detektorem, miernikiem DAP i fantomem do analizy promieniowania w fizyce medycznej." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 4"> 
Rycina 4. Konfiguracja systemu. Fantom umieszczono na stole pacjenta w izocentrum pomiędzy źródłem promieniowania rentgenowskiego a detektorem. Miernik produktu dawka-pole (DAP) znajduje się pomiędzy źródłem promieniowania rentgenowskiego a fantomem.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig5.jpg" alt="Schemat skanowania wiązką elektronów; układ lampy próżniowej z otworami kolimatora zapewniającymi precyzyjny kierunek wiązki." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 5"> 
Rycina 5. Źródło promieniowania rentgenowskiego. Wiązka elektronów generowana przez działo elektronowe skanuje każdy otwór kolimatora w sposób rastrowy. Zaczynając od jednej strony kolimatora, wiązka skanuje kolejne otwory sekwencyjnie. Na końcu rzędu wiązka jest wyłączana i ustawiana na początku następnego rzędu, po czym rozpoczyna się skanowanie tego rzędu. W ten sposób wiązka elektronów skanuje cały kolimator; 71 na 71 otworów jest skanowanych ośmiokrotnie w czasie około 60ms.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig6.jpg" alt="Angiografia pokazująca tętnice wieńcowe; schemat obrazowania naczyń krwionośnych w badaniu sercowo-naczyniowym." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 6"> 
Rycina 6. Standardowy obraz zrekonstruowany. Zrekonstruowany obraz naszego fantomu antropomorficznego przedstawiający serce z jodowanymi tętnicami wieńcowymi. Obraz wykonano przy FOV 7’’ i częstotliwości 15fps; zrekonstruowano pojedynczą płaszczyznę w odległości 45cm od celu promieni X.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig7.jpg" alt="Proces rekonstrukcji obrazu CT; schemat przedstawiający płaszczyzny wstecznej projekcji, detektor oraz konfigurację kolimatora." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 7"> 
Rysunek 7. Rekonstrukcja wielopłaszczyznowa. Przedstawienie różnych rekonstruowanych płaszczyzn między kolimatorem a detektorem. Niebieskie stożki ilustrują sposób, w jaki obrazy z detektora są wstecznie projektowane na płaszczyzny rekonstrukcji.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig8.jpg" alt="Angiografia wieńcowa, obraz rentgenowski naczyń krwionośnych serca, obrazowanie diagnostyczne do oceny tętnic." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 8"> 
Rycina 8. Obraz z wybraną płaszczyzną. Obraz ten stanowi kompozycję 32 płaszczyzn. W przeciwieństwie do Ryciny 6, gdzie w ostrości znajdują się jedynie naczynia na wybranej płaszczyźnie, tutaj wszystkie naczynia są ostre.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig9.jpg" alt="Algorytm adaptacyjnej ekspozycji; wykres słupkowy; liczba fotonów kolimatora; próg; proces ponownego skanowania." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 8"> 
Rycina 9. Etapy filtracji wyrównawczej. Podczas skanowania kolimatora (góra), detektor odbiera zmienną liczbę zliczeń w zależności od nieprzezroczystości obiektu (dół). Każdy otwór kolimatora jest skanowany do ośmiu razy (osiem ponownych skanowań). Podczas pierwszego ponownego skanowania punkty ogniskowe są naświetlane sekwencyjnie wzdłuż rzędu, zaczynając od lewej strony, a dla każdego otworu pomiarowi podlega strumień. Podczas kolejnego ponownego skanowania naświetlanie jest powtarzane, zaczynając od początku rzędu. Dla każdego punktu ogniskowego zliczenia są dodawane do poprzedniej wartości. Jeśli całkowita liczba zliczeń przekroczy wcześniej ustalony próg, otwór ten nie zostanie naświetlony podczas następnego ponownego skanowania. W obecnej implementacji proces ten jest wykonywany offline i prowadzi do utworzenia maski ponownego skanowania, która zostanie następnie wykorzystana do uzyskania obrazu wyrównanego. 
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig10.jpg" alt="Schemat szczegółów powierzchni planetarnej; spikselowana powierzchnia księżyca, wizualizacja kraterów do badań kosmicznych." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 10"> 
Rysunek 10. Mapa ponownego skanowania wygenerowana przez algorytm filtracji wyrównawczej. Każdy piksel tego obrazu reprezentuje jeden punkt ogniskowania kolimatora. Obraz ma zatem rozmiar 71x71 pikseli. Poziom szarości każdego piksela reprezentuje liczbę ponownych skanowań dla danego punktu ogniskowania, od zera (czarny) do ośmiu (biały). Zauważamy, że w prawej części obrazu liczba ponownych skanowań jest bardzo niska. W rezultacie każdy z tych punktów ogniskowania zostanie oświetlony tylko raz lub dwa razy. Obszar ten odpowiada polu płuc na naszym zrekonstruowanym obrazie (Rysunek 6), gdzie obraz jest niemal nasycony z powodu niskiej absorpcji promieni rentgenowskich w tym obszarze.
<img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig11.jpg" alt="Wynik angiografii wieńcowej, obraz rentgenowski pokazujący naczynia krwionośne serca do oceny naczyniowej." data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 11"> 
Rysunek 11. Wyrównany obraz z wybranego planu. Obraz ten jest wynikiem działania algorytmu rekonstrukcji po zastosowaniu adaptacyjnej ekspozycji. Obraz został pozyskany w tym samym trybie pracy 7" 15fps co obraz standardowy (Rysunek 8), ale z włączoną adaptacyjną ekspozycją na podstawie maski skanowania z Rysunku 10. Obraz jest bardziej jednorodny pod względem intensywności, w związku z czym naczynia są widoczne przy wyższym kontraście, szczególnie w ciemnych obszarach. Po prawej stronie obrazu nie występuje już saturacja w polu płucnym.
Film 1. Animacja systemu SBDX. System SBDX pracuje w geometrii odwróconej. Duże źródło promieni rentgenowskich z wiązką skanującą oświetla mały detektor obszarowy. Pacjent jest ustawiony w znacznej odległości od detektora. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie1.swf">Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.</a>
Film 2. Generowanie promieni rentgenowskich. W każdym ognisku wiązka elektronów uderza w wolframowy cel, co prowadzi do wygenerowania promieni X. Kolimator skupia wiązkę promieni X w kierunku detektora. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie2.swf">Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.</a>
Film 3. Animacja rekonstrukcji obrazu. Ta animacja przedstawia proces rekonstrukcji końcowego obrazu przy użyciu obrazów z detektora. Dla każdego ogniska kolimatora (lewy dół), odpowiadający mu obraz z detektora (lewy górny róg) jest rzutowany na płaszczyznę do rekonstrukcji (prawa strona). W tej animacji przedstawiono trzy płaszczyzny rekonstruowane w różnych odległościach od źródła promieniowania rentgenowskiego. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie3.avi">Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.</a>
Film 4. Wybór płaszczyzny. System SBDX jest systemem obrazowania tomosyntograficznego. Użytkownik może wybrać płaszczyznę do rekonstrukcji i wizualizacji. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie4.swf">Kliknij tutaj, aby wyświetlić film.</a>
Film 5. Animacja wielopłaszczyznowa. Ten film przedstawia różne płaszczyzny zrekonstruowane w zwiększającej się odległości od kolimatora. W szczególności jodowane tętnice wieńcowe stają się ostre lub rozmyte w zależności od ich fizycznej lokalizacji. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie5.avi">Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.</a>
Film 6. Animacja wyboru płaszczyzny 3D. Wizualizacja 3D zrekonstruowanych płaszczyzn ogniskowych. Przesunięcie płaszczyzn ogniskowych zwiększa się wraz ze wzrostem głębokości. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie6.wmv">Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.</a>

<ol><li>Martinez, L. C., Vano, E., Gutierrez, F., Rodriguez, C., Gilarranz, R., Manzanas, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Patient+doses+from+fluoroscopically+guided+cardiac+procedures+in+pediatrics%5BTitle%5D)+AND+%22Phys+Med+Biol%22%5BJournal%5D)">Patient doses from fluoroscopically guided cardiac procedures in pediatrics.</a> Phys Med Biol. 52, 4749-4759 (2007).</li>
<li>Strauss, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Pediatric+interventional+radiography+equipment%3A+safety+considerations%5BTitle%5D)+AND+%22Pediatr+Radiol%22%5BJournal%5D)">Pediatric interventional radiography equipment: safety considerations.</a> Pediatr Radiol. 36, 126-135 (2006).</li>
<li>Preston, D. L., Cullings, H., Suyama, A., Funamoto, S., Nishi, N., Soda, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Solid+cancer+incidence+in+atomic+bomb+survivors+exposed+in+utero+or+as+young+children%5BTitle%5D)+AND+%22J+Natl+Cancer+Inst%22%5BJournal%5D)">Solid cancer incidence in atomic bomb survivors exposed in utero or as young children.</a> J Natl Cancer Inst. 100, 428-436 (2008).</li>
<li>Wolff, M., Keevil, J., Speidel, M., Wilfey, M., Wilfley, B., Star-Lack, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Pilot+study+with+a+scanning-beam+digital+x-ray+system%5BTitle%5D)+AND+%22Am+J+Cardiol%22%5BJournal%5D)">Pilot study with a scanning-beam digital x-ray system.</a> Am J Cardiol. 94, (2004).</li>
<li>Speidel, M. A., Wilfley, B. P., Star-Lack, J. M., Heanue, J. A., Betts, T. D., VanLysel, M. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparison+of+entrance+exposure+and+signal-to-noise+ratio+between+an+SBDX+prototype+and+a+wide-beam+cardiac+angiographic+system%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Phys%22%5BJournal%5D)">Comparison of entrance exposure and signal-to-noise ratio between an SBDX prototype and a wide-beam cardiac angiographic system.</a> Med Phys. 33, 2728-2743 (2006).</li>
<li>Speidel, M. A., Wilfley, B. P., Star-Lack, J. M., Heanue, J. A., VanLysel, M. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Scanning-beam+digital+x-ray+%28SBDX%29+technology+for+interventional+and+diagnostic+cardiac+angiography%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Phys%22%5BJournal%5D)">Scanning-beam digital x-ray (SBDX) technology for interventional and diagnostic cardiac angiography.</a> Med Phys. 33, 2714-2727 (2006).</li>
<li>Funk, T., Burion, S., Bechtel, K. L., Solomon, E. G. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aFunk%2C+T+%22X-ray+dose+reduction+by+adaptive+source+equalization+and+electronic+region-of-interest+control%22">X-ray dose reduction by adaptive source equalization and electronic region-of-interest control</a>. , SPIE Medical Imaging. Orlando. (2011).</li>
<li>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).</li>
<li>Boone, J. M., Duryea, J., Moore, E. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Filter+wheel+equalization+in+chest+radiography%3A+demonstration+with+a+prototype+system%5BTitle%5D)+AND+%22Radiology%22%5BJournal%5D)">Filter wheel equalization in chest radiography: demonstration with a prototype system.</a> Radiology. 196, 845-850 (1995).</li>
<li>Vlasbloem, H., Kool, L. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((AMBER%3A+a+scanning+multiple-beam+equalization+system+for+chest+radiography%5BTitle%5D)+AND+%22Radiology%22%5BJournal%5D)">AMBER: a scanning multiple-beam equalization system for chest radiography.</a> Radiology. 169, 29-34 (1988).</li>
</ol>

Autorzy są pracownikami firmy Triple Ring Technologies, która produkuje instrument wykorzystany w niniejszym artykule.

Wykazujemy, że zastosowanie techniki wyrównywania (equalization) pozwala na ograniczenie dawki. W niniejszej pracy prezentujemy jedynie sposób zastosowania naszej techniki, bez omawiania wpływu na jakość obrazu. Należy jednak zaznaczyć, że naszym celem jest utrzymanie docelowego stosunku sygnału do szumu w obrazach poddanych wyrównywaniu. Podstawowym założeniem jest to, że w obrazach niewyrównanych stosunek sygnału do szumu jest wysoce niejednorodny. W szczególności obszary jasne, takie jak pole płucne, wykazują wyższe stosunki sygnału do szumu, niż jest to konieczne do wykonania zadania diagnostycznego. Wyrównywanie pozwala nam obniżyć stosunek sygnału do szumu w tych obszarach i utrzymać stosunki sygnału do szumu w ciemniejszych regionach obrazu. Obecnie prowadzimy badania nad pomiarem szumów w celu walidacji naszego podejścia. Wstępne wyniki wskazują, że przy równoważnym stosunku sygnału do szumu w ciemnych regionach obrazu możliwe jest osiągnięcie oszczędności dawki rzędu 30%7, 8.
Potencjał filtracji wyrównawczej jest rozpoznawany w literaturze naukowej od wielu lat. Jednakże do tej pory wszystkie opublikowane implementacje opierały się na mechanicznych migawkach lub filtrach, co znacząco ograniczało użyteczność tego podejścia9,10. W niniejszej pracy demonstrujemy, że wyrównywanie może opierać się na podejściu w pełni elektronicznym, co pozwala rozwiązać problemy związane z implementacjami mechanicznymi.
W klinicznym systemie SBDX większość przedstawionych tutaj kroków zostanie zaimplementowana sprzętowo i będzie wykonywana w czasie rzeczywistym podczas akwizycji danych. Algorytm wyrównywania będzie działał w czasie rzeczywistym, a wyświetlany obraz będzie domyślnie wyrównany. Algorytm będzie dynamicznie dostosowywał swoje parametry do obrazowanego obiektu, jego ruchu oraz zmieniającej się pozycji gantry. Nadal ulepszamy nasz algorytm, a dalszy rozwój naszej metody będzie niezbędny w celu ułatwienia implementacji w czasie rzeczywistym.

redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluoroskopowym

X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

Fluoroskopia rentgenowska jest powszechnie stosowana do naprowadzania obrazowego podczas interwencji kardiologicznych. Jednakże dawka promieniowania w tych procedurach może być wysoka, co stanowi istotny problem, szczególnie w zastosowaniach pediatrycznych. Zabiegi pediatryczne są generalnie znacznie bardziej złożone niż te wykonywane u dorosłych i są zatem średnio od czterech do ośmiu razy dłuższe1. Co więcej, dzieci mogą przejść do 10 procedur fluoroskopowych do 10. roku życia, a wykazano, że ryzyko rozwoju śmiertelnego nowotworu w ciągu całego życia jest u nich trzykrotnie wyższe niż w populacji ogólnej2,3.
Wykazaliśmy, że dawkę promieniowania w kardiologicznych zabiegach u dorosłych można znacząco zredukować, stosując nasz system cyfrowego rentgena z wiązką skanującą (SBDX)4 – system obrazowania fluoroskopowego wykorzystujący odwrotną geometrię obrazowania5,6 (Rysunek 1, Film 1 oraz Rysunek 2). Zamiast pojedynczego ogniska i rozszerzonego detektora, stosowanych w konwencjonalnych systemach, nasze podejście wykorzystuje rozszerzone źródło promieniowania X z wieloma ogniskami skupionymi na małym detektorze. Nasze źródło promieniowania X składa się ze skanującej wiązki elektronów, która sekwencyjnie oświetla do 9 000 pozycji ogniskowych. Każde ognisko rzutuje niewielką część objętości obrazowania na detektor. W przeciwieństwie do systemu konwencjonalnego, w którym końcowy obraz jest rzutowany bezpośrednio na detektor, system SBDX wykorzystuje dedykowany algorytm do rekonstrukcji obrazu końcowego z 9 000 obrazów z detektora.
W zastosowaniach pediatrycznych oczekuje się, że oszczędność dawki w systemie SBDX będzie mniejsza niż w procedurach przeprowadzanych u dorosłych. Niemniej jednak system SBDX umożliwia dodatkową redukcję dawki dzięki zastosowaniu elektronicznej techniki adaptacyjnej ekspozycji. Kluczowym elementem tej metody jest technika skanowania wielowiązkowego systemu SBDX: zamiast naświetlania każdej części obrazu tą samą dawką promieniowania, możemy dynamicznie zmieniać ekspozycję w zależności od stopnia nieprzezroczystości naświetlanego obszaru. Dzięki temu możemy znacząco zmniejszyć ekspozycję w obszarach radioprzezroczystych i utrzymać ją w regionach bardziej nieprzezroczystych. W obecnej implementacji ekspozycja adaptacyjna wymaga interakcji użytkownika (Rysunek 3). W przyszłości ekspozycja adaptacyjna będzie odbywać się w czasie rzeczywistym i w sposób w pełni automatyczny.
Przeprowadziliśmy eksperymenty z wykorzystaniem fantoma antropomorficznego i porównaliśmy zmierzoną dawkę promieniowania z zastosowaniem oraz bez zastosowania adaptacyjnej ekspozycji, używając miernika produktu dawka-pole (DAP). W przedstawionym tutaj doświadczeniu odnotowaliśmy redukcję dawki o 30%.

Opracowujemy technikę dynamicznej adaptacyjnej ekspozycji z wykorzystaniem naszego cyfrowego systemu rentgenowskiego z wiązką skanującą. Zamiast jednorodnego naświetlania obiektu, ekspozycja jest dostosowywana w zależności od jego nieprzezroczystości. Przedstawiamy tutaj eksperyment na fantomie antropomorficznym, który pozwolił na redukcję dawki o 30%.

Redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluoroskopowym

Fluoroskopia rentgenowska jest powszechnie stosowana do prowadzenia obrazowego podczas interwencji kardiologicznych. Jednakże dawka promieniowania w tych procedurach może być wysoka, co stanowi...

Niniejszy eksperyment pokazuje, jak wykorzystać cyfrowy system rentgenowski z wiązką skanującą w celu zredukowania dawki poprzez lokalne dostosowanie ekspozycji do nieprzezroczystości obiektu, zamiast stosowania konwencjonalnego równomiernego naświetlania. Pierwszym krokiem jest wykonanie referencyjnego obrazu z pierwszej serii skanowania oraz zdefiniowanie parametrów algorytmu adaptacyjnej ekspozycji systemu. Następnie komputer generuje nową mapę skanowania z niższymi wymaganiami dotyczącymi dawki, która zostaje wczytana do systemu, co pozwala na uzyskanie obrazu o wyrównanym kontraście.Pomiary produktu dawka-obszar wykazują, że adaptacyjna ekspozycja prowadzi do oszczędności dawki w zakresie 30%. Opracowujemy system obrazowania o nazwie skanującego wiمنى cyfrowego rentgena lub system SPDX, który umożliwia fluoroskopię rentgenowską o odwróconej geometrii. Główna różnica między konwencjonalnym systemem obrazowania a systemem o odwróconej geometrii polega na tym, że nie używamy pojedynczej lampy rentgenowskiej z jednym ogniskiem, która rzutuje obraz na detektor o dużym polu widzenia. Nasze źródło promieniowania rentgenowskiego składa się z tysięcy ognisk, z których każde jest powiązane z małym detektorem zliczającym fotony w celu uzyskania pojedynczej klatki obrazu.Pozyskujemy tysiące obrazów detektora, przy czym każdy z nich obejmuje jedynie niewielką część obrazu odwrotnego obiektu. Geometria obrazowania prowadzi do znacznego ograniczenia rozproszenia na obrazach. Pozwala to na pozyskanie tych obrazów przy znacznie niższej dawce.Jest to szczególnie korzystne w przypadku większych pacjentów, ponieważ poziom rozproszenia skaluje się wraz z rozmiarem pacjenta. U pacjentów pediatrycznych oszczędności dawki wynikające z redukcji rozproszenia są znacznie mniejsze. Jednakże geometria odwrócona pozwala na wdrożenie strategii oszczędzania dawki, które przynoszą korzyści również pacjentom pediatrycznym.Geometria odwrócona umożliwia zastosowanie techniki, którą nazywamy ekspozycją adaptacyjną. Ponieważ pozyskujemy tysiące obrazów z detektora, możemy adaptować ekspozycję w czasie rzeczywistym, w zależności od gęstości naświetlanego obszaru, dzięki czemu możemy zmniejszyć ekspozycję w obszarach radiolucentnych i utrzymać ją w obszarach bardziej nieprzezroczystych (radiopackich). W ten sposób możemy uzyskać jednolity poziom jakości całego obrazu i zredukować dawkę w obszarach, które w konwencjonalnych systemach są nadmiernie naświetlone.W celu monitorowania dawki promieniowania przed kolymatorem umieszcza się miernik produktu dawka-pole. Pacjenta lub fantom pozycjonuje się zazwyczaj stosunkowo blisko kolymatora, tak aby centrum obrazowanej objętości znajdowało się w odległości około 40 centymetrów od kolymatora. Następnie wybiera się tryb pracy systemu.Typowe ustawienia to pole widzenia wynoszące siedem cali oraz częstotliwość klatek rzędu 15 klatek na sekundę. Napięcie szczytowe źródła promieni rentgenowskich ustawia się na 80 peak kilovolts, a moc źródła na 17 kilowatts. Następnie należy włączyć system SBDX i rozpocząć akwizycję obrazu.Podczas akwizycji obrazu wiązka elektronów jest skanowana sekwencyjnie w sposób rastrowy do każdej pozycji punktu ogniskowego. W każdej pozycji punktu ogniskowego wiązka elektronów uderza w tarczę transmisyjną, generując promieniowanie rentgenowskie. Powstałe fotony promieniowania rentgenowskiego przechodzą przez kolimator skupiający i oświetlają detektor.W związku z tym rzutowana jest tylko niewielka część objętości obrazowania. Podczas oświetlania detektor rejestruje obraz, który jest bezpośrednio zapisywany w pamięci systemu. Dla każdej plamki ogniskowej pożądany jest czas oświetlania do ośmiu mikrosekund.Jednakże, ze względu na ograniczenia termiczne celu, maksymalna ciągła ekspozycja wynosi 1 µs, a akwizycja jest podzielona na osiem przyrostów o długości 1 µs. Łącznie, w ciągu około 60 ms, pod koniec akwizycji obrazu rejestrowanych jest ponad 40 000 obrazów z detektora.Należy pamiętać o zapisaniu pomiaru na mierniku produktu dawka-pole. SBDX jest z natury systemem tomosyntezy, ponieważ obiekt jest oświetlany pod różnymi kątami z każdego ogniska źródła, co pozwala na rekonstrukcję dowolnej płaszczyzny w obrębie objętości obrazowania znajdującej się między kolimatorem a detektorem. Rozpocznij od ustawienia obrazowania.Parametry rekonstrukcji. Wybierz liczbę płaszczyzn do zrekonstruowania oraz ich położenie. Następnie uruchom algorytm rekonstrukcji obrazu.Algorytm przetwarza każdy obraz z detektora, najpierw skalując go dla odpowiedniej płaszczyzny rekonstrukcji, a następnie przesuwając obraz zgodnie z pozycją ogniska przed dodaniem go do rekonstrukcji. Następnie filtrowanie w procesie końcowym usuwa wzór powstały w wyniku operacji przesunięcia i dodawania. Zazwyczaj w stosie obrazów rekonstruowanych rekonstruowanych jest 32 płaszczyzny z odstępem 0,5 millimeters.Struktury stają się ostre lub rozmyte w zależności od ich odległości od detektora. Algorytm wyboru płaszczyzny wybiera struktury, które są w ostrości w każdej płaszczyźnie; na podstawie tych informacji można utworzyć obraz kompozytowy, który pokazuje wyłącznie struktury będące w ostrości. Ten obraz 2D jest równoważny obrazom uzyskanym w konwencjonalnym systemie.Algorytm wyboru płaszczyzny określił jednak dla każdej struktury jej położenie względem kolimatora. Pozwala to na odtworzenie procesu w formie animacji 3D: należy wczytać zapisane obrazy do symulatora adaptacyjnej ekspozycji i uruchomić algorytm dla każdego ogniska. Następnie wyznacza się liczbę fotonów na obrazie.Obrazy są następnie akumulowane do momentu osiągnięcia docelowej liczby fotonów lub dodania wszystkich ośmiu reskanów. Wynikiem symulatora ekspozycji adaptacyjnej jest mapa reskanowania, która szczegółowo określa, ile razy każda pozycja plamki ogniskowej jest naświetlana. Mapa ta jest scalana z plikiem trybu pracy wykorzystywanym do uruchomienia systemu SBDX.Po załadowaniu zaktualizowanego pliku trybu pracy do systemu SBDX, w przeciwieństwie do wcześniej wykonywanych obrazów, wiązka promieni rentgenowskich będzie teraz włączana lub wyłączana w pozycjach ogniska zgodnie z mapą ponownego skanowania, co ograniczy całkowitą liczbę naświetleń; następnie należy uruchomić algorytm rekonstrukcji obrazu na nowych danych, aby uzyskać obraz wyrównany. Ponownie należy upewnić się, że odczyty produktu dawka-pole zostały zarejestrowane; pomiary dawki wykonane za pomocą miernika produktu dawka-pole wykazały oszczędność dawki na poziomie 30% w obrazie wyrównanym z zastosowaniem maski ponownego skanowania. Wstępne wyniki wykazały, że jakość obrazu jest równoważna, a obraz wyrównany jest bardziej atrakcyjny wizualnie niż obraz niewyrównany.Badamy adaptacyjną ekspozycję jako technikę redukcji dawki w procedurach fluoroskopowych. Wstępne wyniki wskazują, że możliwe jest uzyskanie oszczędności dawki na poziomie co najmniej 30% przy zachowaniu tej samej jakości obrazu. Obecnie wdrażamy adaptacyjną ekspozycję jako funkcję działającą w czasie rzeczywistym.Podczas akwizycji obrazu nasz algorytm automatycznie przeprowadzi progowanie. W związku z tym wiele z przedstawionych tutaj kroków będzie niewidocznych dla użytkownika. Nasze obecne wyniki są obiecujące i z niecierpliwością czekamy na dalsze badanie naszej techniki.W szczególności będziemy musieli wykazać w badaniach klinicznych, że wartość diagnostyczna naszych obrazów jest równoważna lub lepsza od konwencjonalnych obrazów.

x-ray-dose-reduction-through-adaptive-exposure-in-fluoroscopic-imaging

Research

JoVE Journal

Medicine

Medycyna

Redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluorescencyjnym

Obecnym priorytetem w radioterapii raka piersi jest zmniejszenie dawek serca bez naruszania pokrycia tkanek docelowych. Opisana tutaj technika dobrowolnego wstrzymywania oddechu jest prostym, niedrogim rozwiązaniem tego problemu i może być szeroko wprowadzona bez potrzeby stosowania specjalistycznego sprzętu.

Technika dobrowolnego wstrzymywania oddechu w celu zmniejszenia dawki serca w radioterapii lewej piersi

Narażenie na promieniowanie jest niedocenianym ryzykiem w skomplikowanych procedurach ablacji. W tym miejscu opisujemy protokół mający na celu znaczne skrócenie czasu i dawki fluoroskopowej zarówno dla pacjenta, jak i personelu laboratoryjnego dzięki zastosowaniu nowatorskiego systemu wizualizacji cewnika bez fluoroskopii.

Niefluoroskopowe śledzenie cewnika w celu zmniejszenia fluoroskopii w elektrofizjologii interwencyjnej

Przedstawiono podstawy planowania i dostarczania radioterapii protonowej na przykładzie raka prostaty. Zastosowanie tych zasad do innych wybranych miejsc chorobowych pokazuje, w jaki sposób radioterapia protonowa może poprawić wyniki kliniczne u pacjentów z rakiem.

Terapia protonowa i jej zastosowanie kliniczne w wybranych nowotworach złośliwych guzów litych

Optymalna bramkowanie oddechowe (ORG) oparte na amplitudzie skutecznie usuwa wywołane przez oddychanie rozmycie ruchu z klinicznych 18obrazów pozytonowej tomografii emisyjnej (PET) F-fluorodeoksyglukozy (FDG). Korekcja obrazów FDG-PET dla tych artefaktów ruchu oddechowego poprawia jakość obrazu, dokładność diagnostyczną i ilościową. Usunięcie artefaktów ruchu oddechowego jest ważne dla odpowiedniego postępowania klinicznego z pacjentami stosującymi PET.

Zarządzanie artefaktami ruchu oddechowego w 18pozytonowej tomografii emisyjnej F-fluorodeoksyglukozy przy użyciu algorytmu optymalnego bramkowania oddechowego opartego na amplitudzie

Ten dokument opisuje nowy protokół dozymetryczny dla napromieniania komórek za pomocą niskoenergetycznego sprzętu rentgenowskiego. Pomiary wykonywane są w warunkach w miarę możliwości symulujących rzeczywiste warunki napromieniowania komórek.

Dozymetria do napromieniania komórek przy użyciu aparatury rentgenowskiej o ortonapięciu (40-300 kV)

Dozymetria promieniowania dostarcza techniki zwiększającej dokładność eksperymentów przedklinicznych i zapewniającej, że dostarczane dawki promieniowania są ściśle związane z parametrami klinicznymi. Protokół ten opisuje kroki, które należy podjąć w każdej fazie podczas przedklinicznych eksperymentów radiacyjnych, aby zapewnić prawidłowy projekt eksperymentu.

Uruchomienie promiennika i dozymetria do oceny parametrów α i β LQ, schematu dawkowania promieniowania oraz depozycji dawki in vivo

Tutaj prezentujemy protokół do przeprowadzenia przedklinicznej radioterapii opartej na pozytonowej tomografii emisyjnej w modelu glejaka szczurzego przy użyciu opracowanych przez nas algorytmów w celu optymalizacji dokładności i wydajności.

Radioterapia oparta na pozytonowej tomografii emisyjnej w modelu szczura glejaka przy użyciu platformy badawczej promieniowania małych zwierząt

Analiza zawartości tłuszczu jest rutynowo przeprowadzana w badaniach z wykorzystaniem mysich modeli otyłości. Nowoczesne metody obrazowania i analizy tomografii komputerowej (CT) małych zwierząt umożliwiają szczegółową, podłużną analizę zawartości tłuszczu. W niniejszej pracy szczegółowo opisujemy procedury krok po kroku dotyczące wykonywania obrazowania CT, analizy oraz wizualizacji u małych zwierząt.

Segmentacja i pomiar objętości tkanki tłuszczowej w mysich modelach otyłości z wykorzystaniem komputerowej tomografii rentgenowskiej

Aby zrozumieć molekularne mechanizmy uszkodzeń rozwojowych wywołanych przez etanol, opracowaliśmy model ekspozycji na etanol u rybek danio (zebrafish) i badamy zmiany fizyczne, komórkowe oraz genetyczne występujące po takiej ekspozycji1. Następnie dążymy do znalezienia potencjalnych interwencji i ich szybkiego przetestowania w tym modelu zwierzęcym.

Ocena zmian teratogennych w modelu ekspozycji płodowej na alkohol u rybek danio pręgowanych

Łącząc zastosowanie polerowanego i wzmocnionego cienkiego okna czaszkowego (PoRTS) z wstrzykiwaniem komórek glejaka wielopostaciowego (GBM), możemy w sposób podłużny obserwować inicjację i wzrost glejaka z wstrzykniętych komórek GBM w mózgu żywej myszy.

Obrazowanie inicjacji glejaka in vivo poprzez wypolerowane i wzmocnione cienkie okno czaszkowe

Poznaj technikę adaptacyjnej ekspozycji w cyfrowym fluoroskopii rentgenowskiej ze skanowaną wiązką, która redukuje dawkę promieniowania o 30% przy zachowaniu jakości obrazu. Metoda ta umożliwia lokalne dostosowanie ekspozycji do nieprzezroczystości obiektu w czasie rzeczywistym.

Redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluoroskopowym

Przeglądaj więcej filmów