Name: X-ray através da redução da dose de exposição Adaptive em Imaging fluoroscópicas (Vídeo) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-09-11T14:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 30 s
Description: Aprenda a reduzir a dose de radiação em imagens fluoroscópicas usando um sistema de raios X digital de feixe varredura com exposição adaptativa. Este método computacional economiza 30% da dose sem perder qualidade.

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Os autores gostariam de agradecer a Anne Sandman, Keith Nishihara, e Brian Wilfley de Tecnologias Anel Triplo por sua contribuição neste projecto. Este trabalho é financiado pelo NIH Grant Desafio 5RC1HL100436-0.

1. Configuração do sistema <ol><li> Configure o fantasma de imagem no isocentro (ou seja, 40 cm do colimador). </li><li> Configure o medidor de DAP para medir a dose de raios X na frente do colimador (Figura 4). </li><li> Ligue o sistema SBDX. </li><li> Selecione o modo de operação do sistema. Estamos usando atualmente a 7 de campo "de visão (FOV), com uma taxa de quadros de 15fps. O X-ray fonte de tensão de pico é definido para 80kVp em 9kW fonte de energia de raios-X. </li></ol> 2. Aquisição de dados <ol><li> Iniciar a aquisição de dados do computador de controle. Durante a aquisição de dados, imagens detector são salvos na memória do sistema. As etapas seguintes ocorrem no sistema SBDX: <ol><li> O feixe de elétrons varre cada posição ponto focal seqüencialmente de forma raster (Figura 5). </li><li> O feixe de elétrons atinge o alvo de transmissão e gera os raios X (Movie 2). </li><li> Em cada posição focal, o X-ray fótons iluminar o detector usando um colimador foco, projetando assim uma pequena parte do volume de imagens sobre o detector. </li><li> Para cada posição ponto focal, o detector cria uma imagem detector, que está diretamente armazenados na memória do sistema. </li><li> O modo de operação selecionado de 7''15fps fornece 71x71 pontos focais. Cada posição ponto focal é iluminado por um total de 8 mS. O tempo de exposição deve ser dividido em incrementos de 1 mS devido às limitações térmicas da meta de raios-X. Assim, o feixe ilumina o alvo em cada posição para um ponto focal mS e se move para a posição à vista próxima focal. Em um momento posterior, cada ponto focal é revista para completar a exposição 8 mS. Como um detector de imagem é criada para cada iluminação focal, há um total de 40.328 imagens detector que são adquiridos e armazenados na memória em cerca de 60ms. </li></ol></li></ol> 3. Imagem de reconstrução <ol><li> O SBDX é intrinsecamente um sistema tomossíntese, como o objeto é iluminado sob diferentes ângulos a partir da fonte. Qualquer avião dentro do volume de imagem localizado entre colimador e detector pode ser reconstruída. Os passos seguintes ilustram como as imagens parciais são reconstruídas em planos individuais, ou em uma imagem composta ou plano selecionado. Nas etapas do sistema clínica SBDX 3,2-3,4 será realizada em tempo real. </li><li> Selecionar os parâmetros de reconstrução de imagem no simulador de reconstrução. </li><li> Executar o algoritmo de reconstrução de imagem. Durante a reconstrução da imagem do algoritmo realiza os seguintes passos: <ol><li> Leia cada imagem detector individual. </li><li> Escala das imagens detector para corresponder à escala do plano para reconstruir. </li><li> Turno as imagens de acordo com sua localização focal no local de origem e adicioná-los ao plano de reconstrução (Filme 3). </li><li> Repita os dois últimos passos para cada posição do ponto focal. </li><li> Realizar o pós-processamento de filtragem para remover o padrão criado pela operação de deslocamento. </li><li> Neste ponto, um plano é reconstruída (Figura 6), e da anatomia do nosso objeto é visível. </li></ol></li><li> Se solicitado, executar o algoritmo para criar uma imagem de plano selecionado. O algoritmo realiza os seguintes passos: <ol><li> Ponto 3.2.1 a 3.2.6 são repetidos para criar os 32 aviões necessários para a imagem do plano selecionado. Os aviões costumam ter um espaçamento de 0,5 mm (Movie 4, Figura 7 e Filme 5). </li><li> Para cada parte da imagem, o plano que contém o objeto em foco é selecionada para ser parte da imagem final selecionado avião (Figura 8 e filme 6). </li></ol></li><li> Se necessário, reposicionar o fantasma de colocar o coração no centro do campo de visão. </li><li> Executar a etapa 2,1-3,3 até o fantasma está corretamente colocada dentro do campo de visão. </li><li> Registro do produto da área da dose do medidor de DAP para esta imagem não empatou. </li></ol> 4. Nova operação de geração de arquivo de modo de exposição adaptativa <ol><li> Carregar as imagens detector anteriormente adquiridos no simulador de exposição adaptativa. </li><li> Selecionar os parâmetros de algoritmo adaptativo exposição. </li><li> Execute o simulador de exposição adaptativa. O simulador executa as seguintes etapas: <ol><li> O número alvo de fótons por imagem detector é determinada com base no limiar de usuário selecionado. </li><li> Para cada posição ponto focal, o número de fótons no detector de imagem é determinado. As imagens detector de posição de ponto focal, que são acumulados até que o número de fótons-alvo ou o máximo de oito rescans é atingido (Figura 9). </li><li> Como resultado obtém-se um mapa detalhando rescan quantas vezes cada posição à vista focal é iluminado (figura 10). </li><li> O mapa rescan é mesclado com o arquivo de modo de operação que é usado para executar o sistema SBDX. </li></ol></li></ol> 5. A aquisição das imagens equalizadas <ol><li> Carregar o arquivo de modo de operação atualizada para oSBDX sistema. </li><li> Iniciar a aquisição de dados do computador de controle. Aquisição de dados é realizada conforme detalhado em 2.1.1 para 2.1.5. Em contraste com a aquisição anterior, o feixe de raios X é ligado ou desligado nas posições ponto focal de acordo com nosso mapa rescan. Como o número total de iluminações é menor do que na aquisição normal, a dose de raios-X é reduzida. </li><li> Registro do produto da área dose medida pelo medidor de DAP. </li><li> Executar o algoritmo de reconstrução de imagens sobre os dados recém-adquirida equalizado conforme detalhado no 3,2-3,4. </li><li> A imagem reconstruída empatou (Figura 11) é apresentado. </li></ol> 6. Análise de dados <ol><li> Compare a dose medida para as imagens não empatou e as imagens equalizadas. </li><li> Observe a diferença entre as imagens empatou e não empatou reconstruído. </li></ol> 7. Resultados representativos: Figura 8 e Figura 11 mostram a comparação entre uma imagem padrão e uma imagem equalizada. Medições de dose com o medidor de DAP demonstrar uma poupança dose de 30% na imagem empatou usando a máscara rescan ilustrada na Figura 10. Além disso, a equalização é uma maneira muito eficaz para comprimir a faixa dinâmica, dando uma aparência mais agradável da imagem sem a necessidade de pós-processamento. Como mostrado, filtração equalização pode ser usado para salvar dose. No entanto, a equalização também pode ser usado para melhorar a qualidade de imagem, combinando a dose de radiação para a imagem não-equalizado pelo aumento da fonte de energia. Desta forma, as regiões escuras da imagem recebem mais fótons, resultando em ruído de imagem reduzido. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig1.jpg" alt="Figura 1" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 1"> Figura 1. Sistema de fluoroscopia convencional. Um sistema convencional tem um único ponto focal de raios-X de origem e um detector de grande área. O paciente é posicionado próximo ao detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig2.jpg" alt="Figura 2" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 2"> Figura 2. SBDX sistema. O sistema opera em SBDX geometria inversa. Uma grande varredura feixe da fonte de raios-X ilumina um detector pequena área. O paciente é posicionado longe do detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig3.jpg" alt="Figura 3" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 3"> Figura 3. Fluxograma de aquisição de dados. 1) A imagem não equalizados do fantasma é adquirido. 2) Os dados são extraídos da matriz de disco. 3) O algoritmo de exposição adaptativo obtém esses dados como entrada para criar uma exposição ou máscara rescan. 4) A máscara rescan é combinada com o modo de funcionamento original no computador de controle de origem. 5) Uma imagem equalizada do fantasma mesmo é adquirido e armazenado na matriz de disco. 6) Os conjuntos não empatou e empatou os dados são extraídos da matriz de disco, eo software de reconstrução de imagem reconstrói os diferentes planos de cada conjunto de dados. 7) As duas imagens são a saída do software de reconstrução. 8) Ambas as imagens são exibidas. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig4.jpg" alt="Figura 4" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 4"> Figura 4. Configuração do sistema. O fantasma é colocado sobre a mesa paciente no isocentro entre a fonte de raios-X eo detector. Uma dose do produto metros área é colocado entre X-ray fonte e fantasma. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig5.jpg" alt="Figura 5" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 5"> Figura 5. X-ray fonte. Um feixe de elétrons é gerado pelo canhão de elétrons e verifica cada buraco do colimador de forma raster. A partir de um lado do colimador, o feixe varre cada buraco seqüencialmente. No final da linha, o feixe é desligado e posicionado no início da próxima linha, ea digitalização é iniciado para essa linha. Desta forma, o feixe de elétrons varre o colimador todo, 71 por 71 buracos são verificados oito vezes em aproximadamente 60ms. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig6.jpg" alt="Figura 6" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 6"> Figura 6. Imagem reconstruída padrão. Imagem reconstruída do nosso fantasma antropomórfica exibindo o coração com iodado artérias coronárias. A imagem foi tirada em 7''FOV e 15 fps, e um único plano de 45 centímetros do alvo de raios-X foi reconstruída. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig7.jpg" alt="Figura 7" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 7"> Figura 7. Vários plano de reconstrução Representação. Dos diferentes planos reconstruída entre o colimador eo detector. Os cones azuis ilustrar como as imagens são detector backprojected para os planos de reconstrução. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig8.jpg" alt="Figura 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 8"> Figura 8. Plano selecionado imagem. Esta imagem é uma composição de 32 aviões. Em contraste com a Figura 6, onde apenas os navios na selected avião estão em foco, cada navio está em foco. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig9.jpg" alt="Figura 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 8"> Figura 9. Etapas de equalização de filtração. Como o colimador é digitalizado (em cima), o detector recebe uma taxa de contagem diferentes dependendo da opacidade do objeto (em baixo). Cada buraco colimador é digitalizado até oito vezes (oito rescans). No rescan primeiro, os pontos focais são iluminadas sequencialmente ao longo da linha, a partir da esquerda, eo fluxo é medido para cada buraco. Na próxima rescan, a iluminação é repetido a partir do início da linha. Para cada ponto focal, as contagens são adicionados ao valor anterior. Se o número total de contagens exceder um limite definido anteriormente, este buraco não será acesa no rescan seguinte. Na implementação atual deste processo é realizada off-line e leva à criação de uma máscara rescan que posteriormente será usado para adquirir uma imagem equalizada. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig10.jpg" alt="Figura 10" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 10"> Figura 10. Rescan mapa gerado pelo algoritmo de filtração de equalização. Cada pixel desta imagem representa um ponto focal do colimador. A imagem é, portanto, 71x71 pixels. O nível de cinza de cada pixel representa o número de rescan para esse ponto focal, a partir de zero (preto) a oito (branco). Observamos que na parte direita da imagem, o número de rescan é muito baixa. Como resultado, cada um destes pontos focais serão iluminadas apenas uma ou duas vezes. Esta região corresponde à área do campo de pulmão da nossa imagem reconstruída (Figura 6), onde a imagem está quase saturado por causa da absorção de raios-X de baixa desta área. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig11.jpg" alt="Figura 11" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Figura 11"> Figura 11. Plano selecionado imagem equalizada. Esta imagem é a saída do algoritmo de reconstrução após a exposição de adaptação. Esta imagem foi adquirida com o mesmo modo de operação de 7 "15fps como a imagem padrão (Figura 8), mas com a exposição de adaptação habilitado com base na máscara de varredura da Figura 10. A imagem é mais uniforme em termos de intensidade e, conseqüentemente, os vasos aparecem em maior contraste, especialmente em áreas escuras. No lado direito da imagem, já não há saturação no campo de pulmão. Filme 1. Animação do sistema SBDX. O sistema opera em SBDX geometria inversa. Uma grande varredura feixe da fonte de raios-X ilumina um detector pequena área. O paciente é posicionado longe do detector. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie1.swf">Clique aqui para ver o filme.</a> Filme 2. X-ray geração. Em cada ponto focal, o feixe de elétrons atinge o alvo de tungstênio e raios-X são gerados. O colimador focaliza o feixe de raios-X em direção ao detector. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie2.swf">Clique aqui para ver o filme.</a> Filme 3. Animação de imagem de reconstrução. Esta animação representa o processo de reconstrução da imagem final usando as imagens detector. Para cada ponto focal do colimador (canto inferior esquerdo), a imagem detector correspondente (superior esquerdo) é projetada no plano para reconstruir (à direita). Nesta animação que representam três planos que estão sendo reconstruídas em diferentes distâncias da fonte de raios-X. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie3.avi">Clique aqui para ver o filme.</a> Movie 4. Seleção do plano. O sistema SBDX é um sistema de imagem tomossíntese. O avião para ser reconstruída e visualizados podem ser selecionados pelo usuário. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie4.swf">Clique aqui para ver o filme.</a> Filme 5. Vários plano de animação. Este vídeo mostra os diferentes planos reconstruídos a aumentar a distância do colimador. Nomeadamente, as artérias coronárias iodado entram e saem de foco em função da sua localização física. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie5.avi">Clique aqui para ver o filme.</a> Filme 6. Plano 3D selecionados animação. Visualização 3D dos aviões reconstruída focal. Planos focais são deslocados mais com o aumento da profundidade. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie6.wmv">Clique aqui para ver o filme.</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>

Os autores são funcionários de Tecnologias Anel Triplo que produzem o instrumento utilizado neste artigo.

Nós demonstramos que a poupança de dose são possíveis utilizando a técnica de equalização. Neste trabalho, apenas mostrar como a nossa técnica é aplicada, sem discutir implicações para a qualidade da imagem. No entanto, é importante ressaltar que nosso objetivo é manter um sinal meta-ruído nas imagens equalizadas. O pressuposto subjacente é que, em não-equalizado imagens, a relação sinal-ruído é altamente não-uniformes. Em particular, as áreas mais claras, como o campo pulmonar exibem maior sinal para relações de ruído do que o necessário para executar a tarefa de diagnóstico. Equalização nos permite reduzir a relação sinal-ruído nestas áreas e para manter o sinal para relações de ruído nas regiões mais escuras da imagem. Estamos actualmente a realizar estudos de medição de ruído para validar nossa abordagem. Os resultados preliminares mostram que a poupança de dose da ordem de 30% são realizáveis ​​em sinal equivalente à relação de ruído nas regiões escuras da imagem 7, 8. O potencial da filtração equalização tem sido reconhecido na literatura científica por muitos anos. Implementações no entanto, até agora todos publicados envolvidos obturadores mecânicos ou filtros, de forma significativa impedindo a utilidade desta abordagem 9,10. Aqui demonstramos que a equalização pode ser baseada em uma abordagem totalmente eletrônico, superando os problemas com implementações mecânica. No sistema SBDX clínica, a maioria das etapas apresentadas aqui serão implementadas em hardware e será realizada em tempo real durante a aquisição de dados. O algoritmo de equalização será executado em tempo real, ea imagem exibida será empatou por padrão. O algoritmo irá se adaptar dinamicamente seus parâmetros de acordo com o assunto a ser fotografado, o movimento do assunto, ea mudança da posição do gantry. Continuamos a melhorar o nosso algoritmo, eo desenvolvimento do nosso método, será necessário a fim de facilitar a implementação em tempo real.

x-ray através da redução da dose de exposição adaptive em imaging fluoroscópicas

X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

X-ray fluoroscopia é amplamente utilizado para a orientação de imagem durante a intervenção cardíaca. No entanto, a dose de radiação nestes procedimentos pode ser alto, e esta é uma preocupação significativa, particularmente em aplicações pediátrica. Procedimentos de pediatria são em geral muito mais complexos do que aqueles realizados em adultos e, portanto, são em média quatro a oito vezes mais 1. Além disso, as crianças podem passar até 10 procedimentos de fluoroscopia por 10 anos de idade, e tem sido demonstrado que têm um risco três vezes maior de desenvolver câncer fatal ao longo da sua vida do que a população em geral 2,3. Nós mostramos que a dose de radiação pode ser significativamente reduzido no adulto procedimentos cardíacos através do nosso feixe de varredura digital de raios-x do sistema (SBDX) 4 - um sistema de imagem fluoroscópica que emprega uma geometria de imagem inversa 5,6 (Figura 1, Movie 1 e Figura 2). Em vez de um único ponto focal e um detector estendida como usado em sistemas convencionais, a nossa abordagem utiliza uma fonte de raios-X estendida com várias manchas focal focada em um detector de pequeno porte. Nossa fonte de raios-X consiste de um feixe eletrônico de varredura seqüencialmente iluminando até 9.000 posições do ponto focal. Cada ponto focal projeta uma pequena porção do volume de imagens sobre o detector. Em contraste com um sistema convencional onde a imagem final é diretamente projetada no detector, o SBDX usa um algoritmo dedicado a reconstruir a imagem final do 9000 imagens detector. Para aplicações pediátricas, poupança dose com o sistema SBDX devem ser menores do que em procedimentos de adulto. No entanto, o sistema permite a poupança SBDX dose adicional através da implementação de uma técnica de exposição eletrônico adaptável. Chave para este método é a técnica de feixe multi-varredura do sistema SBDX: em vez de expor toda a parte da imagem com a mesma dose de radiação, podemos variar a exposição de forma dinâmica, dependendo da opacidade da região exposta. Portanto, podemos reduzir significativamente a exposição em áreas radiolúcidas e manter a exposição em regiões mais opaca. Em nossa implementação atual, a exposição de adaptação requer interação do usuário (Figura 3). No entanto, no futuro, a exposição será adaptativa em tempo real e totalmente automático. Temos realizado experiências com um fantasma antropomórficas e comparados medidos dose de radiação com e sem exposição de adaptação para usar um produto área dose (DAP) metros. No experimento aqui apresentado, encontramos uma redução da dose de 30%.

Estamos desenvolvendo uma técnica de exposição dinâmica adaptativa utilizando o nosso sistema digital de varredura do feixe de raios-X. Em vez de expor um objeto de maneira uniforme, a exposição é adaptada dependendo da opacidade do objeto. Aqui nós mostramos um experimento sobre um fantasma antropomórfico, que resultou em uma economia dose de 30%.

X-ray através da redução da dose de exposição Adaptive em Imaging fluoroscópicas

A fluoroscopia por raios X é amplamente utilizada para a orientação por imagem durante a intervenção cardíaca. No entanto, a dose de radiação nesses procedimentos pode ser elevada, e isso é um...

Este experimento mostra como usar o sistema de raios X digitais com feixe varrido para economizar dose, adaptando localmente a exposição à opacidade do objeto, em vez de expô-lo uniformemente, como é feito convencionalmente. O primeiro passo é adquirir uma imagem de referência na primeira passagem e definir os parâmetros do sistema de algoritmo de exposição adaptativa. Em seguida, o computador gera um novo mapa de varredura com requisitos de dose reduzidos, que é carregado no sistema, permitindo a aquisição de uma imagem equalizada.As medições do produto dose-área mostram que a exposição adaptativa resulta em reduções de dose na faixa de 30%. Estamos desenvolvendo um sistema de imagem chamado sistema de raios X digital por feixe varrido ou SPDX, que permite a fluoroscopia de raios X com geometria inversa. A principal diferença entre um sistema de imagem convencional e um sistema com geometria inversa é que não utilizamos um tubo de raios X com um único ponto focal que projeta sobre um detector de campo de visão amplo. Nossa fonte de raios X consiste em milhares de pontos focais, cada um revestido sobre um detector pequeno de contagem de fótons, para adquirir um único quadro de imagem.Adquirimos milhares de imagens do detector, sendo que cada imagem do detector visualiza apenas uma pequena porção do inverso do objeto. A imagem de geometria resulta em uma redução significativa da dispersão nas imagens. Isso nos permite adquirir essas imagens com uma dose muito menor.Isso é particularmente vantajoso para pacientes maiores, já que a dispersão aumenta com o tamanho do paciente. Em pacientes pediátricos, a redução de dose devido à diminuição da dispersão é muito menor. No entanto, a geometria inversa permite a implementação de estratégias de economia de dose que também beneficiam pacientes pediátricos.A geometria inversa permite uma técnica que estamos denominando exposição adaptativa. À medida que adquirimos milhares de imagens do detector, podemos adaptar a exposição em tempo real, dependendo da transparência da região exposta, reduzindo a exposiência em áreas radiolúcidas e mantendo-a em regiões mais opacas. Dessa forma, é possível obter uma qualidade de imagem uniforme em toda a imagem e reduzir a dose em áreas que seriam superexpostas em sistemas convencionais.Para monitorar a dose de radiação, um medidor de produto dose-área é colocado na frente do colimador. O paciente ou o fantoma é geralmente posicionado relativamente próximo ao colimador, com o centro do volume de imagem a cerca de 40 centímetros do colimador. Em seguida, seleciona-se o modo de operação do sistema.As configurações típicas são campo de visão de sete polegadas e taxa de quadros de 15 quadros por segundo. A tensão de pico da fonte de raios X é ajustada para 80 quilovolts de pico e a potência da fonte para 17 quilowatts. Em seguida, ligue o sistema SBDX e inicie a aquisição de imagens.Durante a aquisição da imagem, um feixe de elétrons é escaneado sequencialmente para cada posição do ponto focal de forma rasterizada. Em cada posição do ponto focal, o feixe de elétrons atinge o alvo de transmissão e gera raios X. Os fótons de raios X resultantes atravessam um colimador de focagem e iluminam o detector.Assim, apenas uma pequena parte do volume de imagem é projetada. Durante a iluminação, o detector adquire uma imagem do detector, que é diretamente armazenada na memória do sistema. Para cada ponto focal, deseja-se uma iluminação de até oito microssegundos.No entanto, devido às limitações térmicas do alvo, a exposição contínua máxima é de um microssegundo, e a aquisição é dividida em oito incrementos de um microssegundo. Ao todo, em aproximadamente 60 milissegundos, mais de 40.000 imagens do detector são registradas ao final da aquisição de imagens.Certifique-se de registrar a medição no medidor de produto dose-área. O SBDX é intrinsecamente um sistema de tomosíntese, pois o objeto é iluminado sob diferentes ângulos a partir de cada ponto focal da fonte; assim, qualquer plano dentro do volume de imagem localizado entre o colimador e o detector pode ser reconstruído. Comece configurando a imagem.Parâmetros de construção. Selecione quantos planos reconstruir e suas localizações. Em seguida, execute o algoritmo de reconstrução de imagem.O algoritmo processa cada imagem do detector primeiramente escalando a imagem do detector para o respectivo plano de reconstrução e, em seguida, deslocando a imagem de acordo com a posição do ponto focal antes de adicioná-la ao reconstrução. Em seguida, um filtro de pós-processamento remove o padrão criado pela operação de deslocamento e soma. Normalmente, 32 planos com espaçamento de 0,5 milímetros são reconstruídos em uma pilha de imagens reconstruídas.As estruturas entram e saem de foco dependendo de sua distância em relação ao detector. O algoritmo de seleção de plano escolhe as estruturas que estão em foco em cada plano, e com essa informação, pode-se formar uma imagem composta que mostra apenas estruturas e foco. Essa imagem 2D é equivalente às imagens obtidas em um sistema convencional.No entanto, o algoritmo de seleção de plano determinou para cada estrutura onde ela está em relação a um colimador. Isso nos permite reproduzi-la como uma animação 3D, carregar as imagens salvas no simulador de exposição adaptativa e executar o algoritmo para cada ponto focal. O número de fótons na imagem é determinado.As imagens são então acumuladas até que o número-alvo de fótons seja atingido ou até que todas as oito reexplorações sejam adicionadas. A saída do simulador de exposição adaptativa é um mapa de reexploração que detalha quantas vezes cada posição do ponto focal é iluminada. Esse mapa é mesclado ao arquivo de modo de operação utilizado para executar o sistema SBDX.Após carregar o arquivo de modo de operação atualizado no sistema SBDX, as imagens adquiridas anteriormente agora serão obtidas com o feixe de raios X sendo ligado ou desligado nas posições do ponto focal de acordo com o mapa de reescaneamento, reduzindo o número total de iluminações; execute então o algoritmo de reconstrução de imagem nos novos dados para reconstruir a imagem equalizada. Novamente, certifique-se de registrar a leitura do produto dose-área; medições de dose com o medidor de produto dose-área demonstraram uma redução de dose de 30% na imagem equalizada ao utilizar a máscara de reescaneamento. Resultados preliminares mostraram que a qualidade da imagem é equivalente e que a imagem equalizada possui maior apelo visual do que a imagem não equalizada.Estamos explorando a exposição adaptativa como uma técnica para reduzir a dose em procedimentos fluoroscópicos. Os resultados iniciais mostram que reduções de dose de pelo menos 30% são viáveis com qualidade de imagem equivalente. Estamos no processo de implementar a exposição adaptativa como um recurso em tempo real.Durante a aquisição da imagem, nosso algoritmo realizará automaticamente o limiarização. Portanto, muitas das etapas mostradas aqui serão invisíveis ao usuário. Nossos resultados atuais são encorajadores e estamos ansiosos para investigar mais a fundo nossa técnica.Em particular, teremos que demonstrar em ensaios clínicos que o valor diagnóstico de nossas imagens é equivalente ou superior ao das imagens convencionais.

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Research

JoVE Journal

Medicine

Medicina

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