dr vs cr -...
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DR vs CR
Elisa Rizzi
Ospedale Cardinal Massaia - ASTI
14 dicembre 2012
Il polmone: patologia, clinica e fisica
CR DR Formazione immagine
Immagine latente convertita in segnale digitale dallo scanner laser
Detettore flat panel con meccanismo di lettura integrato
Spazi - Riadattamento sala esistente (SFR)
- Lettore - plates
Allestimento nuova sala
- Tutto integrato
Tempi + lunghi
- Pazienti
- Lunghi
+ pazienti
Costi Inizialmente minori, ma globalmente ????
Inizialmente maggiori, ma globalmente ????
Qualità immagine
DOSE
L’ambiente digitale presenta l’opportunità di migliorare la resa dell’immagine e le possibilità diagnostiche (post processing).
Riduzione o aumento delle dosi?
Potenzialmente qualità
maggiore a dosi minori
Potenziali vantaggi Tutte le proiezioni possibili Workflow più rapido
Potenziali
svantaggi
Usura del plate
Workflow più complesso e più lento
Costi di allestimento più elevati
Artefatti
Esposizione Immagazzinamento
dell’energia Luminescenza fotostimolata
dal laser Il segnale luminoso viene
condotto da una guida di luce, convertito in segnale elettrico da un PMT (PhotoMultiplier Tube) e digitalizzato con un ADC (Analog-to-Digital Converter)
Pulizia dell’Imaging Plate tramite forte esposizione a luce bianca
Rivelatore + a-SI TFT il rivelatore utilizzato può essere
a sua volta:
indiretto, se si ha prima una conversione dei raggi-X in luce e poi di luce in fotoelettroni
CCD (Charge Coupled Device) TFT Flat Panel (Thin Film
Transistor) (Scintillatore +fotodiodo)
diretto, se si ha una conversione di raggi-X in coppie elettrone-lacuna con una cattura diretta del segnale
TFT Flat Panel (Selenio amorfo)
PSP plate (Photostimulable Storage Phosphor)
La qualità dell’immagine è la combinazione di 3 elementi
Risoluzione
Contrasto
Rumore
MTF
Range dinamico Curva caratteristica
Natura dello Spettro del Rumore
(NPS)
Parametri di qualità dell’immagine
Contrasto SPEED
y = 1340,5x0,4988
y = 843,01x0,4981
y = 508,96x0,4964
y = 1889,9x0,4981
y = 2649,3x0,4986
0
500
1000
1500
2000
2500
3000
3500
4000
4500
0 0,5 1 1,5 2 2,5 mR
Sal
75
25
200
400
800
Potenza
(200)Potenza
(75)Potenza
(25)Potenza
(400)Potenza
(800)
MTF (Modulation Transfer Function)
Esprime il rapporto tra contrasto visualizzato sull’immagine e contrasto reale degli oggetti in funzione della frequenza spaziale ossia delle dimensioni dell’oggetto
Fornisce informazioni sulla risoluzione spaziale del sistema.
NPS (Noise Power Spectrum)
Il NPS diminuisce all’aumentare della dose in conformità alla statistica Poissoniana del rumore (a differenza del DQE che non dipende dalla dose incidente)
Il NPS fornisce informazioni sul livello di rumore alle diverse frequenze spaziali.
D O S E
DR-aSe (diretto)
NPS (Noise Power Spectrum) Lettore Kodak CR-400; Plate Kodak GP25 e HR
Lettore Agfa; Plate MD10 e MD30 Dose di
irradiazione
0,3 mR
LSC LSC
LSC LSC
DQE (Detective Quantum Efficiency)
L’efficienza quantica (QE) di un detettore è intesa come il rapporto tra il numero di fotoni utilizzati per produrre l’immagine rispetto a quelli incidenti;
Il DQE misura l’efficienza quantica di un detettore reale equivalente ad uno virtuale che, a parità di segnale in ingresso, produce in uscita lo stesso rapporto SNR del detettore reale.
Il DQE può assumere valori da 0 a 1; un sistema ideale ha DQE(f)=1 a tutte le frequenza spaziali, mentre i sistemi reali perdono in efficienza alle alte frequenze spaziali principalmente a causa della degradazione della risoluzione spaziale.
Dipende dall’energia del fascio, mentre è (sostanzialmente) indipendente dalla dose erogata
Dove q è il numero di fotoni incidenti
Energ
ia
La figura dimostra che i DQEs dei sistemi CR e DR decrescono rispetto al SF con l’aumento dell’energia del fascio. Come dimostrato in diversi studi ciò suggerisce che va posta attenzione alla qualità di fascio impiegata se si vuole ottimizzare la resa del digitale
Med Phys 2005;32:343-50.
DQE vs dose
I sistemi con DQE più alto richiedono meno dose per raggiungere una data qualità d’immagine (SNR)
rispetto a quelli con più basso DQE
D O S E
DQE sistemi CR Lettore Kodak CR-400; Plate Kodak GP25 e HR
Lettore Agfa; Plate MD10 e MD30
DQE dei più recenti sistemi CR
Esistono sistemi dual side che raccolgono la luce emessa per fotostimolazione da entrambi i lati dei plate DQE aumenta del
30-40%
I CR strutturati (needle) hanno DQE più elevato di circa il 50% rispetto ai CR dual side e si avvicinano alla DQE dei DR
Powder SPP Needle SPP
DQE sistemi a confronto Le performance dei vari sistemi dipendono da molti fattori oltre che dal DQE, inclusi il range
di esposizione operativo, la sensibilità del detettore alla radiazione diffusa, l’uso della griglia, l’image processing.
DQE dipende dallo specifico detettore, e dalle condizioni di studio (es: qualità del fascio, presenza o meno delle camere AEC, del case…) e dalla metodologia dell’indagine attenzione a confronti tra studi diversi
I sistemi con DQE superiore alle basse frequenze sono da prediligere nelle applicazioni dove la visibilità delle strutture a basso contrasto è limitata dal rumore; es: noduli polmonari nel torace
Sistemi a confronto
CR DR Formazione immagine
Immagine latente convertita in segnale digitale dallo scanner laser
Detettore flat panel con meccanismo di lettura integrato
Spazi - Riadattamento sala esistente (SFR)
- Lettore - plates
Allestimento nuova sala
- Tutto integrato
Tempi + lunghi
- Pazienti
- Lunghi
+ pazienti
Costi Minori ???? Maggiori ?????
Qualità immagine
DOSE
L’ambiente digitale presenta l’opportunità di migliorare la resa dell’immagine e le possibilità diagnostiche (post processing).
Riduzione o aumento delle dosi?
Potenzialmente qualità
maggiore a dosi minori
Potenziali vantaggi Tutte le proiezioni possibili Workflow più rapido
Potenziali
svantaggi
Usura del plate
Workflow più complesso e più lento
Costi di allestimento più elevati
Artefatti
DOSE
L’ambiente digitale presenta l’opportunità di migliorare la resa dell’immagine e le
possibilità diagnostiche (post processing).
Riduzione o aumento delle dosi rispetto SF?
CR più o meno dose del DR ?
Indici di Dose (EI) L’indice di dose (o di esposizione) è una misura del
livello del segnale prodotta dal rivelatore digitale per una data esposizione incidente trasmessa dal corpo del paziente, è proporzionale al SNR2 ed è legato alla qualità dell’immagine.
Senza informazioni sulla tecnica di acquisizione immagini e sulle dimensioni del paziente NON E’ POSSIBILE CALCOLARE DIRETTAMENTE LA DOSE PAZIENTE A PARTIRE DALL’ EI
Tuttavia dal momento che i sistemi digitali hanno la capacità di correggere per le sotto e sovra esposizioni, l’EI può fornire una idea sull’appropriatezza della tecnica di acquisizione utilizzata
Indici di
dose
Indici di Dose (EI)
Alla ricerca di un indice comune
AAPM (American Assoc. of Physicists in Medicine)
MITA (Medical Imaging and Technology Allaince)
IEC (International Electrotechnical Commission)
IEC 62494-1 Indice comune Indice di deviazione
Indice comune
La responsabilità dell’utente è di definire per ogni distretto anatomico un EI target per lo specifico detettore in uso.
Indice di deviazione Fornisce un importante feedback all’operatore con un
valore che è = 0 quando si raggiunge la corretta esposizione e DI<0 quando il detettore è sottoesposto e DO>0 quando vi è sovraesposizione.
DI= 10 log10 (EI/EIT)
EI= 100 Kcal
MA…..
I detettori possono presentare un’efficienza di rivelazione molto differente ed una diversa risposta alle differenti energie ed angoli di incidenza del fascio X.
EI è calibrato per una sola condizione di acquisizione (kV, filtrazione, SID, griglia)
…ci sono molte limitazioni nell’uso di un EI standardizzato
inaccuratezza nel calcolo per situazioni diverse
CR/DR vantaggi e svantaggi
CR si usurano di più (crepe, rottura plate e graffi dovuti a meccanismo di sviluppo automatico) ma sono sostituiti/riparati a prezzi contenuti dei DR.
Diversa correzione del guadagno e dell’offset tra CR (1 dimensione) e DR (flat field e bad pixel)
Lag, gosting, doppie esposizioni…: DR possibilità che rimanga un segnale residuo immagazzinato nei TFT; CR funzionano ad integrazione, sensibili anche a diffusa, problemi possibili nel ciclo cancellazione.
CR/DR artefatti
Graffi sul
plate
Polvere sul lettore CR
Problemi nel meccanismo per la lettura es: possibilità di un’alterazione del movimento del meccanismo, deflessione del laser o array di lettura
Errato avanzamento del plate
Errore nel meccanismo
per la deflessine del fascio laser di
lettura che causa bordi frastagliati su superfici
liscie
Polvere sul plate CR
Alone dovuto
alla pulizia dei plates CR liquido/panno
non pulito
bad pixels
Errata correzione
del guadagno
Lag in sistemi
indiretti (sopra) e diretti (lato)
CR vs DR conclusioni
CR/DR qualità immagine Powder SPP
Needle SPP
Needle-crystalline CR: materiale cristallino (CsBr:Eu2+) strato più spesso: miglior DQE miglior MTF superior risoluzione a basso contrasto
Powder CR: basso MTF e basso DQE
Dual reading CR: migliora il DQE minimo deterioramento nella MTF miglior rilevabilità delle lesioni del torace rispetto CR convenzionali; lesioni nel polmone = high end DR
Imaging Torace PA
L’immagine b è stata ottenuta con un risparmio di dose del 50%; notare la (almeno) equivalenza delle strutture
del mediastino nonostante la riduzione di dose.
Powder SPP Needle SPP
Dual reading CR: migliora il DQE minimo deterioramento nella MTF miglior rilevabilità delle lesioni del torace rispetto CR convenzionali; lesioni nel polmone = high end DR indiretti
Needle-crystalline CR: materiale cristallino (CsBr:Eu2+) strato più spesso: miglior DQE miglior MTF superior risoluzione a basso contrasto
DR Indiretti: consigliati per imaging del torace, presentano miglior DQE dei CR standard
DR Diretti: consigliati per imaging mammografica, presentano miglior MTF ma peggiora il DQE
CCD: non ottimali per torace, ridotto DQE e degrado qualità immagine
CR/DR qualità immagine
Powder CR: basso MTF e basso DQE
CR convenzionale CR dual side
DR DR (riduzione di dose 50%)
CR/DR Dosi Per un confronto CR vs DR occorre specificare ulteriormente la tecnologia del confronto (caratteristiche del proprio detettore)
Molta letteratura ma dipendente da distretto anatomico, dal rivelatore e dal rumore ritenuto accettabile nonché da come è condotto studio.
I CR single side anche recenti non permettono riduzioni di dose da SF CR dual side consentono risparmio di dose rispetto CR single side DR consentono risparmio di dose rispetto SF e CR single-side
In genere c’è accordo su:
Silvia Emanuelli
Ospedale Cardinal Massaia - ASTI
14 dicembre 2012
Basse/Alte dosi in TC: Algoritmi e ottimizzazione
TC con numero di strati sempre maggiore
volumi di scansione sempre maggiori
Acquisizione a strati sempre più sottili
> mA per ridurre il rumore
TC sempre più veloci
esami multifasici aumento numero di esami
Esami di screening
Dose e TC
AUMENTO DOSE
COLLETTIVA DOVUTO AL
CONTRIBUTO DEGLI
ESAMI TC
1.000.000 di pazienti in 3 anni
70% fa almeno 1 esame/anno
21 % delle procedure 74% della dose
PARAMETRI DI
ACQUISIZIONE
Corrente (mA)
Tensione (kV)
Spessore strato
Collimazione
Pitch
CARATTERISTICHE
INTRINSECHE DEL
TOMOGRAFO
Geometria (Distanza sorgente – isocentro e sorgente – rivelatori)
Dimensioni della macchia focale
Filtrazione
Software di correzione
Rivelatori (tipo, n°, dimensioni)
Tempo di esposizione (s)
Riduzione della dose
Ridurre i kV (120-100 kV: < 36%)
incide su RISOLUZIONE SPAZIALE e sul CONTRASTO Ridurre i mAs incide sulla RISOLUZIONE SPAZIALE
Aumentare il Pitch 1- 1,5 < 1/3 dose
Limitare gli studi multifase Ridurre al minimo il volume da esaminare
Riduzione della dose
OTTIMIZZAZIONE!!!!!
PARAMETRI DI
ACQUISIZIONE
Corrente (mA)
Tensione (kV)
Spessore strato
Collimazione
Pitch
CARATTERISTICHE
INTRINSECHE DEL
TOMOGRAFO
Geometria (Distanza sorgente – isocentro e sorgente – rivelatori)
Dimensioni della macchia focale
Filtrazione
Software di correzione
Rivelatori (tipo, n°, dimensioni)
Tempo di esposizione (s)
Riduzione della dose
Filtrazione: Elimina le componenti a bassa energia
i produttori hanno aggiunto filtri specifici per l’imaging cardiaco e patient-size
Collimazione: ottimizzata per la geometria propria della TC (rivelatori e forma
del fascio); la post-collimazione andrebbe evitata
Riduzione della dose
Adaptive collimation
Filtrazione: Elimina le componenti a bassa energia
i produttori hanno aggiunto filtri specifici per l’imaging cardiaco e patient-size
Collimazione: ottimizzata per la geometria propria della TC (rivelatori e forma
del fascio); la post-collimazione andrebbe evitata
Efficienza geometrica dei detettori: implementazione di nuovi
materiali di detezione aventi efficienze di assorbimento e conversione sempre più alte; Sostituzione dei setti tra un elemento di rivelazione e l’altro con sistemi di trasmissione del segnale al di sotto degli elementi di rivelazione
Algoritmi di ricostruzione dell’immagine
Controllo automatico dei mA
Riduzione della dose
Algoritmi di ricostruzione dell’immagine
Riduzione del rumore Riduzione artefatti Riduzione della dose rispetto alla BP
Incremento dei tempi di calcolo Alterazione pattern del rumore Possibili alterazioni morfologiche lievi ma importanti
VANTAGGI SVANTAGGI
Controllo automatico dei mA
Controllo automatico dei mA
- Differenti dimensioni dei paziente (diametri) - Diverse attenuazioni
Tra un paziente e l’altro In uno stesso paziente
E’ l’analogo nella TC dell’esposimetro automatico!!!!
Entra in gioco per risolvere differenti PROBLEMI:
Esistono 3 diversi livelli di controllo automatico dell’esposizione:
1) Patient size AEC
2) z-axis AEC
3) angular AEC
Differenti Implementazioni
Differenti Implementazioni
NI e SD AEC Control Si definisce la qualità dell'immagine TC fissando un adeguato valore di SD
Il software regola i mA per raggiungere lo stesso livello di rumore in ciascuna immagine.
Se NI o SD aumenta: > RUMORE < DOSE
Differenti Implementazioni
Reference Image AEC Control
- Il sistema si basa sul controllo di un’immagine di riferimento (IR) assegnata dall’utente per ogni protocollo - Il sistema utilizza una SPR per valutare l’attenuazione del
paziente al fine di impostare il valore di corrente in modo che: - SD del 90% delle immagini < SD di IR
- SD del 10% delle immagini > SD di IR
surview Comparison
To
reference image
Suggested
Optimal mAs
Differenti Implementazioni
Reference mAs AEC Control - Vengono impostati dall’utente per Quality Ref. mAs per paziente standard per i diversi protocolli clinici.
- Lo scanner modifica i mAs di riferimento impostando valori più alti o più bassi sulla base dei valori di attenuazione ricavati dalla rotazione precedente.
- E’ possibile scegliere il grado di variazione dei mAs (debole – medio – forte) per ottimizzare le scansioni per pazienti magri o obesi.
Fantoccio di acrilico di forma conica con sezione trasversale ellittica con assi maggiore e
minore in rapporto 3:2
AEC ON-OFF per scanner 16 slices di ciascun costruttore
Modalità assiale e/o elicoidale
Per testare patient-size AEC sono state simulate differenti dimensioni di pazienti limitando gli SPR a diverse porzioni di dimensioni del fantoccio
GE Light Speed Pro 16
Toshiba Aquilion 16
Philips Mx8000 IDT
Siemens Sensation 16
Per mantenere costante il rumore
al variare del pitch varia la
corrente
PITCH
FILTRI DI RICOSTRUZIONE
Il rumore viene mantenuto costante
inserendo variazioni di corrente
16 SLICE
64 SLICE
100*offAEC
AECoffAEC
DLP
DLPDLPDR
100*VC
Conoscere gli effetti del proprio sistema AEC
Monitorando gli indici di dose (CTDI e DLP) degli esami eseguiti
Monitorando i parametri di esposizione e gli indici di dose prima e dopo l’introduzione del AEC!!!!
Problematiche dosimetriche
IL FASCIO E’ PIU’ LARGO
La misura si basa su di una camera pencil di 10 cm di lunghezza. Questo va bene fino a che 10 cm è >> della collimazione del fascio. Oggi i sistemi 64 strati arrivano a collimazioni di 40 mm C’è un sistema (Toshiba 320) con collimazione 160 mm (fascio > della lunghezza della camera !!)
Limiti del CTDI100
Perché non va bene ?? Il profilo è formato dal fascio diretto e dalla radiazione diffusa quando il fascio è largo le “code “ del profilo di dose (dovute prevalentemente alla radiazione diffusa) non vengono misurate
Problematiche dosimetriche
1
2
3
Il fascio RX è più largo
La scansione reale è molto più lunga del fantoccio (15 cm)
La sezione del fantoccio non è adatta a simulare tutti i pazienti
Limiti importanti al CTDI100
Il CTDI è sempre più lontano rispetto alla dose assorbita dal paziente
zarian zfp
mAsCTDIE )(1
Sistemi dosimetrici possibili
Si possono usare rivelatori alternativi all’usale pencil da 100mm
Camera 300 mm
Camera Farmer 0.6cc Rivelatori a stato solido
Problematiche dosimetriche Nuovi Fantocci?
AAPM
Approccio IAEA-IEC
Larghezza nominale di fascio < 40 mm
Larghezza nominale di fascio > 40 mm
Usuale CTDI100
IN FANTOCCIO
La larghezza di fascio di ref 20 mm CTDI100,ref è misurato nel fantoccio con pencil 100mm
Possibile soluzione
Approccio IAEA-IEC
La lunghezza di integrazione deve essere superiore di almeno 40 mm (20 mm per parte) alla larghezza nominale di fascio
Larghezza nominale di fascio < 60 mm
Larghezza nominale di fascio > 60 mm
Usuale CTDI100
IN ARIA
Si usa camera 100 mm e la si sposta di 100 mm Si misura in ogni posizione (n steps) per una lunghezza totale Lc
Possibile soluzione Non più una misura integrale (camera con un volume sensibile grande), bensì una MISURA PUNTUALE
RadCal “Farmer-type” o,6 cm3
Facendo muovere il lettino con scansione di lunghezza L
L = L1
L = L2
L = L3
Nuova Metrica: Deq =Dose Cumulativa all’equilibrio
La dose cumulativa D(z) nel punto centrale e in periferia è una funzione esponenziale
Basta un numero limitato di misure di D(z) per ricavare i
parametri di fitting e quindi Deq.
Da valutare con i parametri nelle condizioni di lavoro più frequentemente utilizzate nei protocolli clinici (Ref) e ripetere per ogni altra combinazione di bow-tie filter e kV clinicamente rilevanti e per le diverse tipologie di fantocci (head, body, pediatrici).
Problematiche dosimetriche
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DR and CR: Recent advances in technology C.M. Schaefer-Prokopa, D.W. De Boob, M. Uffmann, M. Prokopd – Eur.Journ.Rad. 72(2009):194-201
An experimental comparison of detector performance for computed radiography system. E. Samei, M. J. Flynn – Med. Phys. 29 (4) 2002:447-459
Development and evaluation of 2D and 3D image quality metrics S. Murphy, E. Samei - Duke University 2011
Digital Radiography Image Quality: image acquisition M. B. Williams et al. - Journ. Am. Coll. Radiol. 2007;4: 371-388
Digital Radiography: CR versus DR? Sometimes recognizing the distingtion in technologies makes a difference C.E. Willis – Applied Radiology 2008 – www.appliedradiology.com
Digital Chest radiography;an update on modern technology, dose containment and control image quality M. Prokop et al. – Eur. Radiol. (2008) 18:1818-1830
Performance comparison of an active matrix flat panel imager, computed radiography system, and a screen-film system at four standard radiation qualities Monnin P et al.– Med Phys 2005;32:343-50.
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An experimental comparison of detector performance for direct and indirect digital radiography systems E. Samei, M.J. Flynn – Med Phys 30 (4) 2003: 608-622
On site evaluation of three flat panel detector for digital radiography G. Borasi, A. Nitrosi, P. Ferrari, D. Tassoni – Med Phys 30 (7) 2003: 1719-1731 Performance comparison of an active matrix flat panel imager, computed radiography system, and screen-film system at four standard radiation qualities P. Monnin, F.R. Verdun et al – Med Phys 32 (2) 2005: 343-350
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