Name: Floroskopik Görüntüleme Adaptif Pozlama X-ray Doz Azaltma (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-09-11T14:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 30 s
Description: Keşfedin taramalı dijital X-ışını sistemiyle adaptif pozlama tekniğini; nesne opaklığına göre gerçek zamanlı doz ayarı yaparak %30 radyasyon tasarrufu sağlayan bu yöntem görüntü kalitesini korur.

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

Yazarlar, bu projeye katkılarından dolayı Üçlü Halka Teknolojileri Anne Sandman, Keith Nishihara ve Brian Wilfley teşekkür etmek istiyorum. Bu çalışma, NIH Challenge Hibe 5RC1HL100436-0 tarafından finanse edilmektedir.

1. Sistem ayarı <ol><li> İzomerkez (yani 40 cm kolimatör) görüntü hayalet ayarlayın. </li><li> DAP Metre kolimatör önünde (Şekil 4) X-ışını dozunu ölçmek için ayarlayın. </li><li> SBDX sistemi Güç. </li><li> Sistemin çalışma modunu seçin. Şu anda 15fps kare hızı ile 7 view (FOV) "alanını kullanarak X-ışını kaynağı pik gerilimi 9kW X-ışını kaynağı güç 80kVp için ayarlanır. </li></ol> 2. Veri toplama <ol><li> Veri toplama kontrol bilgisayarı başlatın. Veri toplama sırasında, dedektör görüntüleri sistem belleğine kaydedilir. Aşağıdaki adımları SBDX sistemi yer alacak: <ol><li> Elektron ışını bir raster moda (Şekil 5), sırayla her bir odak noktası konumunda tarar. </li><li> Elektron ışını iletim hedefi vurur ve X-ışınları (Movie 2) üretir. </li><li> Her odak noktası konumunda, X-ışını fotonları, böylece dedektör üzerine görüntüleme hacmi küçük bir kısmını yansıtarak, odaklama kolimatör kullanılarak dedektör aydınlatır. </li><li> Her odak noktası konumunda için, dedektör doğrudan sistem belleğinde saklanan bir dedektör görüntü oluşturur. </li><li> 7 Seçilen çalışma modu''15fps 71x71 odak noktalar sağlar. Her odak noktası konumunda olmak üzere toplam 8 ms'den aydınlatılır. Pozlama süresi 1 μs artışlarla X-ray hedef termal sınırlamaları nedeniyle kırık olmalı. Böylece, ışın 1 μs ve sonraki odak noktası konumuna geçer her odak noktası konumunda hedef aydınlatır. Daha sonraki bir zamanda, her bir odak noktası 8 μs maruz tamamlamak için yeniden gözden. Bir dedektör görüntü her fokal spot aydınlatma için oluşturulan, yaklaşık 60ms edinilen ve belleğe saklanır 40.328 dedektör görüntülerin toplam vardır. </li></ol></li></ol> 3. Görüntü oluşturma <ol><li> SBDX nesne kaynaktan farklı açılardan altında aydınlatılmış olarak, özünde bir tomosynthesis sistemi. Kolimatör ve dedektör arasında yer alan görüntüleme hacmi içindeki herhangi bir düzlem elde edilebilir. Aşağıdaki adımları kısmi görüntüleri bireysel uçakları nasıl yeniden inşa ya da kompozit bir veya uçak Seçilen görüntünün içine göstermektedir. Klinik SBDX sistemi devreye 3,2-3,4 gerçek zamanlı olarak yapılacaktır. </li><li> Imar simülatörü üzerinde görüntü rekonstrüksiyon parametreleri seçin. </li><li> Görüntü rekonstrüksiyon algoritması çalıştırın. Sırasında görüntü rekonstrüksiyon algoritması aşağıdaki adımları gerçekleştirir: <ol><li> Her biri ayrı bir dedektör görüntü okuyun. </li><li> Yeniden inşa etmek uçağın ölçekli maç dedektörü çizimin. </li><li> Fokal spot kaynak konumuna göre görüntü Shift ve yeniden yapılanma düzlemi (Film 3) ekleyebilirsiniz. </li><li> Her odak noktası konumunu için son iki adımları tekrarlayın. </li><li> Öteleme işlemi tarafından oluşturulan desen kaldırmak için filtreleme sonrası işleme gerçekleştirin. </li><li> Bu noktada, tek bir düzlemde (Şekil 6) yeniden, ve anatomi nesne görünür. </li></ol></li><li> İstenirse, bir uçak Seçilen görüntü oluşturmak için algoritma çalıştırın. Algoritma aşağıdaki adımları gerçekleştirir: <ol><li> Nokta 3.2.1 3.2.6 için 32 uçakları uçağın seçilen görüntü için gerekli oluşturmak için tekrarlanır. Uçaklar genellikle 0.5 mm (Film 4, Şekil 7 ve Film 5) bir boşluk var. </li><li> Görüntünün her bölümü için, nihai düzlemde seçilmiş bir görüntü (Şekil 8 ve Film 6) bir parçası olmak için, odak nesneyi içeren düzlemi seçilir. </li></ol></li><li> Gerekirse, görüş alanının merkezinde kalp hayalet yeniden konumlandırmak. </li><li> Fantom doğru görüş alanı içine yerleştirilen kadar 3,3 ile 2,1 adım gerçekleştirin. </li><li> Olmayan bu eşitledi görüntü için DAP metre doz alan ürün kaydedin. </li></ol> 4. Yeni çalışma modu dosya oluşturma adaptif maruz kalma <ol><li> Uyarlanabilir maruz simülatörü içine daha önceden edinilmiş dedektörü görüntüleri yükleyin. </li><li> Uyarlamalı poz algoritma parametreleri seçin. </li><li> Uyarlanabilir maruz simülatörü çalıştırın. Simülatör aşağıdaki adımları gerçekleştirir: <ol><li> Dedektörü görüntü başına düşen fotonların hedef numarası, kullanıcı tarafından seçilen eşiğinde göre belirlenir. </li><li> Her odak noktası pozisyon için, dedektör görüntü fotonların sayısı belirlenir. O odak noktası konumunda dedektörü görüntüleri ya fotonların hedef numarası veya maksimum sekiz yeniden tarar (Şekil 9) ulaşana kadar birikir. </li><li> Sonuç olarak, her odak noktası konumunda (Şekil 10) aydınlatılmış kaç kez ayrıntılı bir rescan harita edinin. </li><li> Rescan haritası SBDX sistemi çalıştırmak için kullanılan çalışma modu dosyası ile birleştirilir. </li></ol></li></ol> 5. Eşitlendi Görüntü satın alma <ol><li> Güncellenen çalışma modu dosyasını yükleyinSBDX sistemi. </li><li> Veri toplama kontrol bilgisayarı başlatın. Veri toplama 2.1.5 için 2.1.1 'de ayrıntılı olarak yapılır. Önceki satın alma aksine, X-ışını, fokal spot pozisyonları bizim rescan haritaya göre açık ya da kapalı olduğunu. Aydınlatmaları toplam sayısı standart edinimi daha küçük olduğundan, X-ışını dozu azaltılmalıdır. </li><li> DAP metre ile ölçülen doz alan ürün kaydedin. </li><li> 3,4 için 3.2 'de ayrıntılı olarak yeni alınan eşitledi veri, görüntü rekonstrüksiyon algoritması çalıştırın. </li><li> Yeniden inşa eşitledi (Şekil 11) görüntülenir. </li></ol> 6. Veri analizi <ol><li> Olmayan eşitledi görüntüleri ve eşitledi görüntüler için ölçülen doz karşılaştırın. </li><li> Eşitlendi ve non-eşitledi yeniden inşa görüntüleri arasındaki fark dikkat edin. </li></ol> 7. Temsilcisi sonuçları: Şekil 8 ve Şekil 11 standart bir görüntü ve eşitledi görüntü arasında karşılaştırma göstermektedir. DAP metre ile doz ölçümleri, Şekil 10 de gösterildiği rescan maskesi kullanılarak eşitledi görüntü% 30 bir doz tasarrufu göstermektedir. Buna ek olarak, dengeleme, post-processing için gerek kalmadan görüntü daha hoş bir görünüm vererek, dinamik aralık sıkıştırmak için çok etkili bir yoldur. Görüldüğü gibi, dengeleme filtrasyon doz kaydetmek için kullanılabilir. Ancak, denkleştirme kaynak gücünün artırılması olmayan eşitledi görüntü radyasyon dozu eşleştirerek görüntü kalitesini artırmak için kullanılan olabilir. Bu şekilde, görüntünün karanlık bölgelerinde, daha az görüntü paraziti daha fotonlar alırsınız. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig1.jpg" alt="Şekil 1" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 1"> Şekil 1. Konvansiyonel floroskopi sistemi konvansiyonel sistem, tek bir odak nokta X-ışını kaynağı ve geniş bir alana detektörü vardır . Hasta dedektör yakın bir konuma sahiptir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig2.jpg" alt="Şekil 2" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 2"> Şekil 2. SBDX sistemi. SBDX sistemi ters geometri çalışır. Büyük bir tarama ışını X-ışını kaynağı, küçük bir alanı detektörü aydınlatır. Hasta dedektörü uzak bir konuma sahiptir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig3.jpg" alt="Şekil 3" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 3"> Şekil 3. Veri toplama akış şeması 1) eşitledi hayalet olmayan bir görüntü elde edilir. 2) Bu veriler, disk dizisi elde edilir. 3) uyarlanabilir maruz algoritması bir maruz kalma ya da rescan maske oluşturmak için bu verileri girdi olarak alır. 4) rescan maskesi, kaynak kontrol bilgisayarı orijinal işletim modu ile kombine edilmiştir. 5) eşitledi aynı hayalet bir görüntü kazanmış ve disk dizisi içine saklanır. 6) Non-eşitledi ve eşitledi veri setleri disk dizisi ayıklanır ve görüntü yapılandırma yazılımı her veri seti farklı uçaklar yeniden yapılandırır. 7) Her iki görüntüler yapılandırma yazılımı çıktı. 8) Her iki görüntüler görüntülenir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig4.jpg" alt="Şekil 4" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 4"> Şekil 4. Sistem ayarı fantom X-ışını kaynağı ile detektör arasındaki İzomerkez az hasta masaya yerleştirilir. X-ışını kaynağı ve hayali bir doz alan ürün metre arasına yerleştirilir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig5.jpg" alt="Şekil 5" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 5"> Şekil 5. X-ışını kaynağı, elektron ışını, elektron tabancası tarafından oluşturulan ve raster moda kolimatör her delik tarar. Kolimatör bir tarafında başlayarak, kiriş, sırayla her delik tarar. Satırın sonunda, ışın, kapalı ve bir sonraki satırın başında yerleştirilmiş ve bu satır için tarama başlatılır. Bu şekilde, elektron ışını, tüm kolimatör, 71 71 deliklerinden yaklaşık 60ms sekiz kez taranır tarar. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig6.jpg" alt="Şekil 6" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 6"> Şekil 6. Standart yeniden inşa görüntü Yeniden İnşa iyotlu koroner arterler ile kalp görüntüleyerek antropomorfik hayalet görüntüsü. 7''FOV ve 15fps görüntü alındı ​​ve X-ray hedef 45cm tek bir düzlemde yeniden inşa edildi. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig7.jpg" alt="Şekil 7" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 7"> Şekil 7. Multi-düzlemde yeniden yapılanma, kolimatör ve dedektör arasındaki farklı yeniden inşa uçakları Temsil . Mavi konileri, yeniden yapılanma uçakları içine backprojected dedektör görüntüleri nasıl göstermektedir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig8.jpg" alt="Şekil 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 8"> Şekil 8. Düzlem görüntü seçilen Bu görüntü 32 uçaklarının bir kompozisyon. Şekil 6, aksine selecte sadece gemilerind düzlemde odak noktası, her gemi odaklandı. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig9.jpg" alt="Şekil 8" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 8"> Şekil 9. Denkleştirme filtrasyon adımları kolimatör (üst) taranır, dedektör nesne (alt) opaklığını bağlı olarak değişen sayısı oranı alır. Her kolimatör delik sekiz kez (sekiz yeniden tarar) taranır. Ilk rescan, odak noktalar, satır boyunca soldan başlayarak sırayla aydınlatılmıştır ve akı her delik için ölçülür. Sonraki rescan, aydınlatma satırın başında başlayarak tekrarlanır. Her odak noktası için, sayıları önceki değeri eklenir. Sayımı toplam sayısı önceden ayarlanmış bir eşiği aşarsa, bu delik aşağıdaki rescan aydınlatılabilir. Bu sürecin mevcut uygulama yapılır ve daha sonra eşitledi bir görüntü elde etmek için kullanılacak bir rescan maske oluşturma yol açar. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig10.jpg" alt="Şekil 10" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 10"> Şekil 10. Rescan haritası dengeleme filtreleme algoritması tarafından oluşturulan bu görüntünün her piksel kolimatör bir odak noktası temsil eder. Bu nedenle görüntü 71x71 piksel. Her pikselin gri seviyesi sıfır (siyah) ile sekiz (beyaz), o odak noktası rescan sayısı temsil eder. Biz görüntünün sağ tarafında, rescan sayısının çok düşük olduğunu görmekteyiz. Sonuç olarak, bu odak noktaların her biri sadece bir veya iki kez yanacaktır. Bu bölge bizim yeniden inşa görüntü görüntü hemen hemen, çünkü bu alanda düşük X-ray emilimi doymuş akciğer alanında alanı (Şekil 6), karşılık gelir. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig11.jpg" alt="Şekil 11" data-altupdatedat="1788238805000" data-alt="Şekil 11"> Şekil 11. Düzlem eşitledi görüntü seçti. Uyarlanabilir maruz kaldıktan sonra yeniden algoritması Bu görüntü çıkış. Bu görüntü standart bir görüntü (Şekil 8) Aynı çalışma modunda 15fps 7 "ile kazanılmış, ancak uyarlamalı pozlama ile Şekil 10 tarama maskesi dayalı sağladı. Görüntü gemilerin dolayısıyla yoğunluk açısından daha düzgün ve özellikle karanlık alanlarda, daha yüksek kontrast görüntünün sağ tarafta, akciğer alanında artık bir doygunluk var. Movie 1. SBDX sisteminin Animasyon SBDX sistemi ters geometri çalışır. Büyük bir tarama ışını X-ışını kaynağı, küçük bir alanı detektörü aydınlatır. Hasta dedektörü uzak bir konuma sahiptir. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie1.swf">filmi görmek için buraya tıklayın.</a> Movie 2. X-ışını üretimi her odak noktası ise, elektron ışını, tungsten hedefi vurur ve X-ışınları üretilir . Kolimatör dedektörü doğru, X-ışını odaklanır <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie2.swf">. filmi görmek için buraya tıklayın</a> . Film 3. Görüntü oluşturma animasyon Bu animasyon dedektör görüntüleri kullanarak nihai görüntü yeniden bir süreci temsil ediyor. Kolimatör (sol altta) her odak noktası için, ilgili dedektörü görüntü (üstte solda) (sağda) yeniden uçağa tahmin edilmektedir. Bu animasyonda, X-ışını kaynağı farklı mesafelerde yeniden üç düzlemde temsil eder <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie3.avi">. filmi görmek için buraya tıklayın</a> . Film 4. Düzlem seçimi SBDX sistemi bir tomosynthesis görüntüleme sistemi. Yeniden inşa ve görüntülenebilmekte uçağı kullanıcı tarafından seçilebilir. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie4.swf">filmi görmek için buraya tıklayın.</a> Film 5. Multi-düzlemi animasyon Bu video farklı düzlemlerde gösterir kolimatör mesafeyi arttırarak yeniden yapılandırdı. Özellikle, iyotlu koroner arterlerin onların fiziksel konumuna bağlı olarak odak içeri ve dışarı <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie5.avi">film görmek için buraya tıklayın.</a> Film 6. 3D düzlemde animasyon seçildi. Yeniden inşa odak uçakların 3 boyutlu görselleştirme. Odak uçakları derinlik arttıkça daha kaydırılır. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie6.wmv">filmi görmek için buraya tıklayın.</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>

Yazarlar Bu makalede kullanılan alet üreten Üç Halka Teknolojileri çalışanları.

Biz doz tasarrufu mümkündür eşitleme tekniği kullanılarak olduğunu göstermektedir. Bu yazıda sadece görüntü kalitesi için etkilerini tartışırken, bizim tekniği nasıl uygulanır. Ancak, amacımız eşitledi görüntüler için bir hedef sinyal gürültü oranı korumak için dikkat etmek önemlidir. Altında yatan varsayım, olmayan eşitledi görüntüler, sinyal gürültü oranı yüksek olmayan tekdüze olmasıdır. Özellikle akciğer alanı gibi parlak alanlarda gürültü oranı tanı görevi gerçekleştirmek için gerekli olandan daha yüksek sinyal gösterirler. Denkleştirme bize bu alanlarda sinyal gürültü oranı düşük ve sinyal gürültü oranı görüntünün karanlık bölgelerde korumak için sağlar. Şu anda bizim yaklaşımımız doğrulamak için gürültü ölçüm çalışmaları yapmaktadır. Ön sonuçlar,% 30 sipariş üzerine doz tasarrufu, 7, 8 görüntü karanlık bölgelerde eşdeğer sinyal gürültü oranı ulaşılabilir olduğunu göstermektedir. Potansiyel dengeleme filtrasyon, uzun yıllar boyunca bilimsel literatürde kabul edilmiştir. Ancak, bugüne kadar yayımlanmış tüm uygulamaları bu yaklaşım 9,10 yararı önemli ölçüde engelleyen, mekanik panjur veya filtreler içeriyordu . Burada eşitlemenin mekanik uygulamaları ile sorunların üstesinden gelmek, tamamen elektronik bir yaklaşım esas alınabilir göstermektedir. Klinik SBDX sistemi, burada sunulan adımları en donanımsal olarak uygulanacak ve veri toplama sırasında gerçek zamanlı olarak yapılacaktır. Denkleştirme algoritması gerçek zamanlı olarak çalışacak ve görüntülenen görüntü varsayılan olarak eşitlendi olacak. Algoritma dinamik görüntülü olan konu, konunun hareket ve değişen portal pozisyon göre parametreleri adapte olacaktır. Biz algoritma geliştirmeye devam yöntemi daha da geliştirilmesi ve gerçek zamanlı uygulanmasını kolaylaştırmak için gerekli olacaktır.

floroskopik görüntüleme adaptif pozlama x-ray doz azaltma

X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

X-ışını floroskopi kardiyak müdahale sırasında görüntü rehberlik için yaygın olarak kullanılır. Ancak, bu işlemler radyasyon dozunun yüksek olması, ve bu özellikle pediatrik uygulamalarda önemli bir sorundur. Pediatri prosedürleri genel olarak yetişkinler üzerinde yapılan oranla çok daha karmaşık ve dolayısıyla 1 4-8 kat daha uzun ortalama . Ayrıca, çocuk 10 yaşına kadar 10 floroskopi prosedürlere tabi, ve hayatları boyunca genel nüfus 2,3 daha ölümcül bir kansere yakalanma bir üç kat daha yüksek bir risk olduğu gösterilmiştir. Ters bir görüntüleme geometrisi 5,6 (Şekil 1, Movie 1 ve istihdam floroskopik görüntüleme sistemi - radyasyon dozu, yetişkin kardiyak girişimler tarama ışınına dijital x-ray (SBDX) sistemi 4 kullanılarak önemli ölçüde azaltılabilir olduğunu göstermiştir Şekil 2). Bunun yerine, tek bir odak noktası ve geleneksel sistemlerde kullanılan genişletilmiş bir dedektör, bizim yaklaşım, küçük bir dedektör odaklanmış çok sayıda odak noktalar ile uzun bir X-ışını kaynağı kullanır. X-ışını kaynağı bir tarama elektron ışını sırayla 9.000 fokal spot pozisyonları kadar aydınlatıcı oluşur. Her odak noktası, dedektör üzerine görüntüleme hacmi küçük bir bölümünü yansıtır. Son görüntü dedektör doğrudan yansıtılan geleneksel bir sistem aksine, SBDX 9.000 dedektör görüntülerden son görüntüyü yeniden oluşturmak için özel bir algoritma kullanır. Pediatrik uygulamalar için, SBDX sistemi ile doz tasarrufu yetişkin prosedürleri daha küçük olması bekleniyor. Ancak, SBDX sistemi, elektronik bir uyarlamalı pozlama tekniği uygulayarak ilave doz tasarrufu sağlar. Bu yöntemin Anahtar SBDX sistemi multi-ışını tarama tekniği yerine aynı radyasyon dozu ile görüntünün her parçası açığa yerine, dinamik maruz kalan bölgenin opaklığını bağlı olarak maruz değişebilir. Bu nedenle, önemli ölçüde radyolusent alanlarda pozlama azaltmak ve daha opak bölgelerde maruz korumak. Bizim mevcut uygulama, adaptif maruz kullanıcı etkileşimi gerektirir (Şekil 3). Ancak, gelecekte, uyarlamalı pozlama gerçek zamanlı ve tam otomatik olacaktır. Biz antropomorfik bir hayalet ile deneyleri ve bir doz alan ürün (DAP) ölçer kullanılarak adaptif maruz kalmadan ve ölçülen radyasyon dozunun karşılaştırdık. Deney burada sunulan, biz% 30 doz azaltımı bulabilirsiniz.

Biz, tarama ışınına dijital X-ray sistemi kullanarak bir dinamik adaptif maruz kalma tekniği geliştiriyorlar. Aksine düzgün bir nesne açığa, pozlama nesnenin opaklık bağlı olarak uyarlanmıştır. Burada bir doz% 30 tasarruf sonuçlandı antropomorfik bir hayalet bir deney göstermektedir.

Floroskopik Görüntüleme Adaptif Pozlama X-ray Doz Azaltma

X-ışını floroskopisi, kardiyak girişimler sırasında görüntü kılavuzluğu için yaygın olarak kullanılmaktadır. Ancak, bu prosedürlerdeki radyasyon dozu yüksek olabilir ve bu durum...

Bu deney, tarama ışınlı dijital röntgen sistemini kullanarak, nesneyi geleneksel yöntemlerde olduğu gibi tekdüze şekilde pozlamanın aksine, pozlamayı nesnenin opaklığına göre yerel olarak uyarlayarak doz tasarrufu sağlamanın nasıl gerçekleştirileceğini göstermektedir. İlk adım, birincil geçiş referans görüntüsünü elde etmek ve adaptif pozlama algoritması sisteminin parametrelerini tanımlamaktır. Ardından bilgisayar, düşük doz gereksinimlerine sahip yeni bir tarama haritası oluşturur; bu haritanın sisteme yüklenmesiyle dengelenmiş bir görüntü elde edilebilir.Doz alan çarpımı ölçümleri, adaptif pozlamanın %30 civarında doz tasarrufu sağladığını göstermektedir. Ters geometri röntgen floroskopisine olanak tanıyan, tarama ışını Dijital röntgen veya SPDX sistemi adı verilen bir görüntüleme sistemi geliştiriyoruz. Geleneksel bir görüntüleme sistemi ile ters geometri görüntüleme sistemi arasındaki temel fark, geniş görüş alanlı bir detektör üzerine yansıtma yapan tek odak noktalı bir röntgen tüpü kullanmamamızdır. Röntgen kaynağımız, tek bir görüntüleme karesi elde etmek için her biri küçük bir foton sayan detektörle kaplanmış binlerce odak noktasından oluşmaktadır.Her bir detektör görüntüsünün nesne tersinin yalnızca küçük bir kısmını görüntülediği binlerce detektör görüntüsü elde ediyoruz. Geometri görüntüleme, görüntülerdeki saçılmanın önemli ölçüde azalmasını sağlar. Bu durum, söz konusu görüntüleri çok daha düşük dozlarda elde etmemize olanak tanır.Saçılma, hasta boyutuna bağlı olarak arttığı için bu durum özellikle büyük hastalarda avantaj sağlamaktadır. Pediyatrik hastalarda, saçılmanın azaltılmasına bağlı doz tasarrufu çok daha azdır. Bununla birlikte, ters geometri, pediyatrik hastalara da fayda sağlayan doz tasarrufu stratejilerinin uygulanmasına olanak tanır.Ters geometri, adaptif pozlama olarak adlandırdığımız bir tekniğe olanak tanır. Binlerce detektör görüntüsü elde ederken, pozlanmış bölgenin yoğunluğuna bağlı olarak pozlamayı gerçek zamanlı olarak uyarlayabiliriz; böylece radyolüsen alanlarda pozlamayı azaltabilir ve daha opak bölgelerde pozlamayı koruyabiliriz. Bu sayede, genel görüntüde homojen bir görüntü kalitesi elde edebilir ve konvansiyonel sistemlerde aşırı pozlanmış olan alanlarda dozu azaltabiliriz.Radyasyon dozunu izlemek için, kolimatörün önüne bir doz alan çarpımı ölçer yerleştirilir. Hasta veya fantom, görüntüleme hacminin merkezi kolimatörden yaklaşık 40 santimetre uzaklıkta olacak şekilde, genellikle kolimatöre nispeten yakın konumlandırılır. Ardından, sistem çalışma modu seçilir.Tipik ayarlar yedi inç görüş alanı ve saniyede 15 kare hızındır. X-ışını kaynağı tepe voltajı 80 peak kilovolt ve kaynak gücü 17 kilowatt olarak ayarlanır. Ardından SBDX sistemi açılır ve görüntüleme başlatılır.Görüntüleme sırasında, bir elektron demeti raster şeklinde her bir odak noktası konumuna sırayla taranır. Her odak noktası konumunda, elektron demeti iletim hedefine çarpar ve x-ışınları üretir. Oluşan x-ışını fotonları, odaklayıcı bir kolimatörden geçerek dedektörü aydınlatır.Böylece, görüntüleme hacminin sadece küçük bir kısmı projekte edilir. Aydınlatma sırasında dedektör, doğrudan sistem belleğine kaydedilen bir dedektör görüntüsü alır. Her bir odak noktası için sekiz mikrosaniyeye kadar bir aydınlatma istenir.Ancak, hedefin termal sınırlamaları nedeniyle, maksimum sürekli pozlama süresi 1 µs'dir ve veri toplama işlemi sekiz adet bir mikrosaniyelik artışlara bölünmüştür. Toplamda, yaklaşık 60 ms boyunca, görüntüleme işleminin sonunda 40.000'den fazla dedektör görüntüsü kaydedilir.Doz alan çarpım metresindeki ölçümü kaydettiğinizden emin olun. SBDX, nesnenin her bir kaynak odak noktasından farklı açılar altında aydınlatılması nedeniyle özünde bir tomosentez sistemidir; kollatör ile dedektör arasında yer alan görüntüleme hacmindeki herhangi bir düzlem yeniden yapılandırılabilir. Görüntüleme ayarlarını yaparak başlayın.Kurulum parametreleri. Kaç düzlemin yeniden oluşturulacağını ve konumlarını seçin. Ardından, görüntü yeniden oluşturma algoritmasını çalıştırın.Algoritma, her bir detektör görüntüsünü ilk olarak ilgili rekonstrüksiyon düzlemi için ölçeklendirerek ve ikinci olarak, rekonstrüksiyona eklemeden önce görüntüyü odak noktası konumuna göre kaydırarak işler. Ardından, bir son işlem filtrelemesi, kaydırma ve ekleme işlemiyle oluşan deseni ortadan kaldırır. Genellikle, 0,5 milimetre aralıklarla 32 düzlem, yeniden yapılandırılmış görüntülerden oluşan bir yığın halinde rekonstrükt edilir.Yapılar, detektöre olan uzaklıklarına bağlı olarak odak dışına çıkar veya odağa girer. Düzlem seçim algoritması, her düzlemde odaklanmış olan yapıları seçer ve bu bilgiyle, yalnızca odaktaki yapıları gösteren kompozit bir görüntü oluşturulabilir. Bu 2D görüntü, geleneksel bir sistemden elde edilen görüntülerle eşdeğerdir.Bununla birlikte, düzlem seçim algoritması her bir yapının kolimatöre göre konumunu belirlemiştir. Bu durum, işlemin bir 3D animasyon olarak oynatılmasına olanak tanır; kaydedilen görüntüleri adaptif pozlama simülatörüne yükleyin ve her bir odak noktası için algoritmayı çalıştırın. Görüntüdeki foton sayısı belirlenir.Ardından, hedef foton sayısına ulaşılana kadar veya sekiz yeniden taramanın tamamı eklenene kadar görüntüler biriktirilir. Adaptif pozlama simülatörünün çıktısı, her bir odak noktası konumunun kaç kez aydınlatıldığını ayrıntılarıyla belirten bir yeniden tarama haritasıdır. Bu harita, SBDX sistemini çalıştırmak için kullanılan operasyon modu dosyasıyla birleştirilir.Güncellenmiş operasyon modu dosyası SBDX sistemine yüklendikten sonra, daha önce alınan görüntülerden farklı olarak x-ışını demeti artık yeniden tarama haritasına göre odak noktası konumlarında açılıp kapanacak ve böylece toplam ışınlama sayısı azalacaktır; ardından, dengelenmiş görüntüyü oluşturmak için yeni veriler üzerinde görüntü yeniden yapılandırma algoritmasını çalıştırın. Tekrar belirtmek gerekirse, doz alan çarpımı ölçüm değerlerini kaydettiğinizden emin olun; doz alan çarpımı metre ile yapılan doz ölçümleri, yeniden tarama maskesi kullanılarak elde edilen dengelenmiş görüntüde %30'luk bir doz tasarrufu göstermiştir. Ön sonuçlar, görüntü kalitesinin eşdeğer olduğunu ve dengelenmiş görüntünün, dengelenmemiş görüntüye göre görsel olarak daha çekici olduğunu göstermiştir.Doz ve floroskopik prosedürleri azaltmak için bir teknik olarak adaptif pozlamayı araştırmaktayız. İlk sonuçlar, eşit görüntü kalitesinde en az %30 oranında doz tasarrufunun mümkün olduğunu göstermektedir. Adaptif pozlamayı gerçek zamanlı bir özellik olarak uygulama sürecindeyiz.Görüntüleme sırasında, algoritmamız eşikleme işlemini otomatik olarak gerçekleştirecektir. Bu nedenle, burada gösterilen adımların çoğu kullanıcıya görünmeyecektir. Mevcut sonuçlarımız teşvik edicidir ve tekniğimizi daha detaylı araştırmayı bekliyoruz.Özellikle, klinik çalışmalarda görüntülerimizin tanısal değerinin konvansiyonel görüntülerle eşdeğer veya onlardan daha iyi olduğunu göstermemiz gerekecektir.

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

Research

JoVE Journal

Medicine

Tıp

Meme kanseri radyoterapi mevcut öncelikli hedef doku kapsama ödün vermeden kalp dozlarını azaltmak için. Burada açıklanan gönüllü nefes tutma tekniği bu sorunu ve özel ekipman için gerek kalmadan yaygın tesis olma yeteneğine sahip bir basit, ucuz bir çözümdür.

Sol Meme Radyoterapi Kalp Doz azaltılması için gönüllü Nefes tutma Tekniği

Radyasyona maruz kalma, karmaşık ablasyon prosedürlerinde hafife alınan bir risktir. Burada, yeni bir floroskopik olmayan kateter görüntüleme sistemi kullanarak hem hasta hem de laboratuvar personeli için floroskopi süresini ve dozunu önemli ölçüde azaltmak için bir protokol açıklıyoruz.

Girişimsel Elektrofizyoloji Floroskopi Azaltımı Kateter İzleme Olmayan skopi

Esasları radyasyon planlama ve teslimat için proton terapi prostat kanseri bir model olarak sunulmaktadır. Bu ilkeler uygulama diğer seçili hastalığı sitelere nasıl proton radyoterapi kanser hastaları için klinik sonuçlar artırabilir vurgulamaktadır.

Proton Terapi teslim ve Select Solid tümör maligniteler klinik uygulaması

Genlik bazlı optimal solunum gating (ORG) etkili klinik 18F-fluorodeoxyglucose (FDG) pozitron emisyon tomografisi (PET) görüntüleri solunum kaynaklı hareket bulanıklığı kaldırır. Bu solunum hareket leri için FDG-PET görüntülerinin düzeltilmesi görüntü kalitesini, tanısal ve nicel doğruluğu artırır. Pet kullanan hastaların yeterli klinik yönetimi için solunum hareket bulgularının çıkarılması önemlidir.

Genlik Tabanlı Optimal Solunum Gating Algoritması Kullanılarak 18F-florrodeoksiglukoz Pozitron Emisyon Tomografisinde Solunum Hareket Etoburlarının Yönetimi

Bu belgede, düşük enerjili X-ışını ekipmanı kullanılarak hücre ışınlamaları için yeni bir dozimetri protokolü açıklanmaktadır. Ölçümler, gerçek hücre ışınlama koşullarını mümkün olduğunca simüle eden koşullarda gerçekleştirilir.

Ortovoltage (40-300 kV) X-Ray İmkanları Kullanılarak Hücre Işıtması için Dozimetri

Radyasyon dozimetrisi, klinik öncesi deneylerin doğruluğunu artırmak ve verilen radyasyon dozlarının klinik parametrelerle yakından ilişkili olmasını sağlamak için bir teknik sağlar. Bu protokol, uygun deneysel tasarımı sağlamak için preklinik radyasyon deneyleri sırasında her aşamada atılacak adımları açıklar.

LQ α ve β Parametrelerinin Değerlendirilmesi, Radyasyon Dozlama Şeması ve in vivo Doz Biriktirme için Işınlayıcı Devreye Alma ve Dozimetri

Burada, doğruluk ve verimliliği optimize etmek için şirket içinde geliştirilen algoritmaları kullanarak bir sıçan glioblastoma modelinde preklinik pozitron emisyon tomografisi tabanlı radyoterapi yapmak için bir protokol sunuyoruz.

Küçük Hayvan Radyasyonu Araştırma Platformu kullanılarak Glioblastoma Rat Modelinde Pozitron Emisyon Tomografi tabanlı Doz Boyama Radyasyon Tedavisi

Yağ içerik analizi rutin fare obezite modellerinde kullanan çalışmalar yapılır. Küçük hayvan CT görüntüleme ve analiz Gelişen yöntemleri boyuna ayrıntılı zengin yağ içeriği analiz için sağlanmaktadır. Küçük hayvan BT görüntüleme, analiz ve görselleştirme gerçekleştirmek için adım prosedürleri Burada detaylı bir adım.

Segmentasyon ve Mürin Obezite Modelleri Yağ Hacimleri ölçümü X-ray Bilgisayarlı Tomografi Kullanımı

Etanol bağlı gelişimsel hasar moleküler mekanizmalarını anlayabilmek için, biz etanol maruz kalma zebrabalıkları modeli geliştirdik ve etanol maruz kaldıktan sonra meydana gelen fiziksel, hücresel ve genetik değişimler...

Fetal Alkol Pozlama bir Zebra balığı Modelinde teratojenik değişiklikler değerlendirilmesi

Cilalı ve takviyeli ince kafatası (portlar) kraniyal pencere ve glioblastoma (GBM) hücre enjeksiyonu birleştirerek, glioma inisiyasyon ve uzunlamasına bir canlı fare beynindeki enjekte GBM hücreleri büyüme gözlemleyebilirsiniz.

Görüntüleme Glioma Başlatma<em&gt; In Vivo</em&gt; Bir Parlak ve Takviyeli İnce kafatası Kranial Pencere arkası

Keşfedin taramalı dijital X-ışını sistemiyle adaptif pozlama tekniğini; nesne opaklığına göre gerçek zamanlı doz ayarı yaparak %30 radyasyon tasarrufu sağlayan bu yöntem görüntü kalitesini korur.

Floroskopik Görüntüleme Adaptif Pozlama X-ray Doz Azaltma

Daha fazla video keşfet