digitalizzazione e interventistica -...

1

Torino 10 dicembre 2004 Torino 10 dicembre 2004 -- Corso teoricoCorso teorico--praticopratico“Controllo di qualità in radiologia digitale”“Controllo di qualità in radiologia digitale”

Digitalizzazione e interventistica

Nuccia CanevarolloFisica Sanitaria – A.O. Villa Scassi - Genova


-Cardiologia-Angiologia-Oncologia-Neurologia-Gastroenterologia-Urologia-Ginecologia-Reumatologia-Ortopedia

55%

7%5%

6%

5%3%

19%

angioplastica

embolizz.ni

tratto biliare

tratto urinario

drenaggi

terapia dolore

biopsia

(Germania 1994)


Procedure IR per milione nel 1993-Germania 862 Media Europea 343/milione-Olanda 759-Francia 565-Svezia 423-Regno Unito 226 -Spagna 201-Italia 181 (Journal of Interv.Cardiol. 1996)

Incremento in Italia:delle coronarografie da 0,7/1000 pop nel ’90 a 1,3/1000 nel ’95delle PTCA da 0,1/1000 pop nel ’90 a 0,25/1000 nel ’95


Procedura angiografica cardiaca


Procedura angiografica

Fluoroscopia Fluorografia: acquisizioni single shot o in serie veloce

con registrazione digitale su video direttamente dal rivelatore

DSA: acquisizione di mask image (senza mdc); sequenza di immagini con mdc

Tempo di fluoroscopiaFrequenza di acquisizione (7,5 - 30 fps)Numero di sequenze (numero totale frame)Training e esperienza dell’operatore


Procedura angiograficaDIMOND cardio Survey 2002 6 centri – 30 CD-ROM con Coronaro

N.ro medio sequenze/procedura X N.ro medio frames/sequenza (7,5 – 15,4) (62,5 – 138,2)

= N.ro medio frames / procedura(574,8 – 1417,4)

CA PTCATempo medio scopia 6’ 16’N.ro medio frames 1270 1355

2


Procedura angiografica

Dose alla cute

PTCATempo medio scopia 16’ x 30 mGy/min = 480 mGyN.ro medio frames 1355 x 0,2 mGy/frame = 271 mGy

TOTALE 0,751 Gy


Intensificatore di immagine


Intensificatore di immagine


Sistema fluoroscopico con II


Sistema fluoroscopico con IIVideo cameraVidicon: strato fotoconduttivo in antimonio

Plumbicon: “ “ “ in ossido di piombo

CCD: a stato solido con array fotosensibile di fotodiodi letti da fascio elettronico

>500k45004500Durata (hr)

5<120Dark current (nA)0,1110Lag rel.

0,400,650,55Risoluzione rel.

700400variaSensibilità (µA/lumen)SiPbOSb2S3Target

CCDplumbiconvidicon


Fluorografia digitale DF

•Riduzione dose•Ampio range dinamico•Facilità di registrazione immagini•Imaging istantaneo•Imaging dinamico (30 fps)•Riproduzione immagini senza perdita di qualità•Trasferimento PACS

3





Immagine 1024x1024x10 bit = 1 MB

Frame rate 30 fps = 30 MB/s

Iniezione coronarica 8 s = 240 Mb

Studio angiografico completo ≥ 1 GB



Image data processing

-Windowing profondità 10 bit 1024 livelli grigio

profondità 12 bit 4096 livelli grigio

-Spatial filtering immagine rumorosa per effetti quantici o elettronici - filtro low pass smoothing

high pass filter – enfatizza edge details

-Temporal or recursive filtering

aumento del SNR su successioni immagini bassa dose, mediando diverse frames



Digital Subtraction Angiography DSA

Immagini di vasi isolate da strutture soprastanti

Acquisizione di immagini prima e dopo iniezione di m.d.c., sottrazione, immagine del m.d.c. e artefatti da movimento

Memoria RAM tra 30 e 300 MB



Specifiche sistema cardiologico DSA

Immagine video

CCD o plumbicon 1024 x 1024 x 10 512 x 512 x 8

Frame rate 30 – 60 fps

Image memory 320 Mbyte

Disco magnetico 1-2 Gbyte

Image processing cardiac subtraction

Clinical analysis ejection fraction


Procedure IR

mask live

mask-live live-mask

4





Limiti sistemi convenzionali con II

Degradazione del segnale X ray

OpticsVideocamera

IIDigital Matrix 32%

Patient82%

X_ray100%



Limiti sistemi convenzionali con IIDistorsione geometrica: curvatura fosfori di input per focalizzare gli e- sul fosforo di output

Non uniformità risoluzione (MTF)

Veiling glare: effetto cumulativo fenomeni di diffusione e trascinamento entro la catena. Perdita di contrasto. Dovuto agli scattering X nel fosforo di input, degli e-

nell’II, della luce nelle lenti.

Brightness non uniformity: perdita di luminosità dal centro ai bordi immagine, dovuta alla curvatura fosforo di input (II large FOV 30%)



Requisiti del detettore

Fluoroscopia: segnale ordini di grandezza più basso che in radiografia

Detettore con rapporto contrasto-rumore che rimane elevato anche a bassa intensità di segnale

Radiografia: saturazione del segnale molto più elevata che in fluoroscopia

Massimizzazione contrasto/rumore per gli spettri X, i livelli di segnale, le frequenze spaziali usate in applicazioni cliniche



Requisiti del detettore

• basso rumore (fluoroscopia)

• alta sensibilità (fluoroscopia)

• elevata capacità di segnale (radiografia)

• rapido switch tra fluoroscopia e radiografia

• possibilità di imaging dinamico (in tempo reale)

• ritenzione dell’immagine (lag) frame dopo frame trascurabile

• disponibilità di algoritmi di correzione di difetti intrinseci al materiale di rivelazione (non uniformità spaziale gain e offset, pixel difettosi, ritenzione segnale)


Sistemi angiografici con rivelatori digitali

Pannelli di grandi dimensioni con rivelatori stato solido integrati Active Matrix Flat Panel Imager AMFPI , dotati di tecnologia di lettura tramite strato Thin Film Transistor TFT

AMFPI a conversione diretta in segnale elettrico tramite fotoconduttore

AMFPI a conversione indiretta e sovrapposizione alla matrice di TFT strato di fotodiodi al silicio amorfo e scintillatore

5



Carica elettrica prodotta da conversione

diretta o indiretta

temporaneamente immagazzinata e rivelata mediante read out elettronico.

Conversione analogico - digitale



Sistemi AMFPI diretti

a-Se

500 µm

ottima fotoconducibilità X-ray

coppia elettrone-lacuna E = 42eV (22 eV CsI; 3 eV Ge)

Applicazione c.e. 5000 V che separa le cariche elettriche prodotte e convogliate verso elettrodi posti a contatto con matrice TFT(Hologic)

a-Se Z = 34 ρ = 4,2 g/cm3 applicazioni in mammografia



Sistemi AMFPI indiretti

Piano di fotodiodi di a-Si + scintillatore

Gli eventi di scintillazione sui fotodiodi vengono convertiti in carica elettrica letta dalla matrice TFT.

Scintillatore non strutturato: grani all’interno dei quali la luce può diffondere (AMFPI Canon)

Scintillatore strutturato: cristalli di CsI:Tl fatti crescere direttamente sul rivelatore (aghi paralleli diametro 5-8 µm) –guide di luce che convogliano luce ai fotodiodi- buona efficienza di rivelazione (elevato DQE, ridotta risoluzione spaziale rispetto ai non strutturati)

(GE, trixell Philips, Siemens,Thomson)Torino 10 dicembre 2004 Torino 10 dicembre 2004 -- Corso teoricoCorso teorico--praticopratico

“Controllo di qualità in radiologia digitale”“Controllo di qualità in radiologia digitale”





Flat panel

Trasferimento digitale dei dati

Trasferimento segnale al TFT, che attivato da segnale di sincronismo trasferisce la carica come segnale elettrico all’elaboratore di segnali ad alta velocità

Elaboratore segnali alta velocità: genera segnali di sincronismoper attivare il trasferimento dai TFT all’A/D converter

Dati digitali trasferiti a host computer

Tecnica fluoroscopica 30 fps trasmission rate 1 Gigabit/s

6



Caratteristiche specifiche

Ampio Range dinamico: range di esposizione sul quale il rivelatore cattura informazioni utili anche 10 volte quello dei sistemi convenzionali con II

Linearità di risposta su tutto il range dalle basse alle alte intensità di segnale

Miglioramento di immagini sulla colonna e sul mediastino con minima saturazione in campo polmonare, migliore visualizza-zione di piccole arterie, stent, calcificazioni arteriose

Indagini più veloci – riduzione dose paziente



Alcune considerazioni dosimetriche

I rivelatori digitali comportano valori di EAK più bassi in valore assoluto, ma variando alcune condizioni possono aversi incrementi di dose più elevati rispetto ai sistemi convenzionali

•Magnificazione elettronica (per mantenere costante la low contrast detectability)

•Spessore paziente (l’AEC o ABC lavora in modo da fornire incrementi di KV più elevati)

•Riduzione della SID con riduzione dei kV e dei mA non comporta la riduzione della dose cute.


Lag – risposta temporale del detettore

Esposizione del detettore a due differenti intensità pulsate.

Sn segnale n-esimo frame dopo la variazione di intensitàSf segnale finale di equilibrioS0 segnale originale



f

fnn SS

SSLag

−−

=0


(Paul R.Granfors- Applied science laboratory –GE Medical Systems- Milwaukee)



(Paul R.Granfors- Applied science laboratory –GE Medical Systems- Milwaukee)


Lag in funzione del tempo Innova 2000Torino 10 dicembre 2004 Torino 10 dicembre 2004 -- Corso teoricoCorso teorico--praticopratico


(Paul R.Granfors- Applied science laboratory – GE Medical Systems- Milwaukee)

S segnale medioMTF calcolato con metodo edgeNPS calcolato dalla media dei moduli MTF in ROI centrale X X-ray exposure misurata con c.i.C fluenza per esposizione calcolata con sftw modellizzazione per

qualità 7 mmAl HVL ( 70-80 kV + 20 mm Al 280 ph/mm2/µR)



CXfNPSfMTFSfDQE⋅⋅

⋅=

)())(()(2

7




DQE flat panel con 160 mg/cm2 CsI fluoroscopiaTorino 10 dicembre 2004 Torino 10 dicembre 2004 -- Corso teoricoCorso teorico--praticopratico




DQE flat panel con 210 mg/cm2 CsI fluoroscopia




Confronto DQE flat panel / II fluoroscopiaTorino 10 dicembre 2004 Torino 10 dicembre 2004 -- Corso teoricoCorso teorico--praticopratico




Confronto DQE flat panel 160 mg/cm2 CsI fluoroscopia/radiografia




Confronto DQE flat panel 160 mg/cm2 CsI e altre tecnologie




Confronto DQE diverse tecnologie digitali ( Kodak Direct View DR)

8




DQE in DSA, imaging dinamico cardiaco, fluoroscopiaDQE medio±1 d.s. ( 28 detettori Innova 2000)



30 fps30 fps30 fpsFrame rate75%>65%70%DQE50000 img25000 img68000 imgSistema digitale14 bit14 bit14 bitProfondità img

550 µm500 µmSpessore184 µm154 µm200 µmDimensioni pixel1024 x 10242480 x 19201024x1024Numero riv.252, 202,162 cm30x38 (30,22,16)20x20 cmDimensioniTrixellTrixellMonoliticoCostituzioneIndiretto (CsI)Indiretto (CsI)Indiretto (CsI)Tipo

Siemens Axiom Artis dFc

Philps Allura Xper FDGE Innova2004Rivelatore


Qualità immagine digitale

Risoluzione

Contrasto Rumore,dose,spettro

SNR(f)

NPS(f)MTF(f)DQE(f)



DETECTIVE QUANTUM EFFICIENCY

Parametro fondamentale di performance dei rivelatori digitali.

G detector gain

Φ x-ray quanta per area at input detector

IEC 62220- 1

)()()(22

fNPSfMTFGfDQE Φ⋅⋅

=



IEC 62220 –1 (2003-10) Medical Electrical Equipment Characteristics of digital X Ray imaging devices – Part 1-determination of the detective quantum efficiency

Capacità del sistema di preservare il SNR dal campo di radiazione all’immagine finale

Rumore – dose

Capacità del sistema di descrivere l’efficienza della dose

(IEC 61262-5 DQE for X-Ray Image Intensifier)



IEC 62220

9




La misura richiede:

•Spettro standard

•Geometria standard

•Misure di kerma in aria sulla superficie del detettore

•Determinazione dei quanti per area dal kerma in aria

•Misura della funzione conversione del detettore

•Misura dell’MTF

•Misura dell’NPS




IEC 62220

Non è applicabile a

•Sistemi digitali mammografici o dentali

•CT

•Sistemi a scansione X-ray

•Dispositivi per imaging dinamico (fluoroscopia o imaging cardiaco)




IEC specifica 4 spettri

11,5 mmAl40 mmAlRQA9

9,1 mmAl30 mmAlRQA7

7,1 mmAl21 mmAlRQA5

4,0 mmAl10 mmAlRQA3

HVLFiltrazione aggiuntivaSpettro




Geometria di misura

Stessa geometria per: Air Kerma sul detettore

Funzione di conversione

MTF

NPS

Minimizzazione effetti di scatter

SID almeno 1,5 m

Campo sul detettore 16 cm x 16 cm

Filtrazione aggiuntiva più vicina possibile alla sorgente


Qualità immagine digitaleDETECTIVE QUANTUM EFFICIENCY

Misura del Air Kerma sul detettore

Conversione Air Kerma a Quanta per area

31,0811,5 mmAl40 mmAlRQA9




Quanta per Area per Air Kerma (ph/mm2nGy)

HVLFiltrazione aggiuntivaSpettro


Qualità immagine digitaleMisura della MTF

Metodo dell’edge

Plate di tungsteno con edge di precisione circondato da piombo

Plate posto sul detettore ruotato di 1,5-3° sull’asse del detettore per misurare MTF perpendicolare all’asse

Immagine acquisita con spettro e geometria standard, linearizzata usando

l’inverso della funzione conversione

Edge spread function determinata dai dati entro la ROI

Differenziazione per ottenere la LSF

Calcolo MTF come modulo della trasformata di Fourier della LSF

MTF alla frequenza f ottenuta mediando su f ±0,01/pitch

10


Qualità immagine digitaleMisura dell’NPS

Acquisizione immagini con spettro e geometria standard,

no edge, n.ro di immagini da avere 4 milioni di pixels

Conversione delle immagini a unità quanta per area applicando l’inversa della funzione di conversione

ROI 125 x 125 mm

Trend removal con sottrazione di polinomiale del secondo ordine dalla ROI di ogni immagine analizzata

Calcolo del quadrato del modulo della trasformata di Fourier 2D di ogni regione

Media delle trasformate 2D per avere 2D NPS

NPS a f ±7 punti su ogni lato degli assi, escludendo gli assi

F ±0,01/pitch lungo gli assi



Protocolli per sistemi convenzionali

• Range dinamico (Leeds TO.GS2)

• Risoluzione ad alto contrasto (mira di Funk)

• Risoluzione a basso contrasto (Leeds TO.N3)

• Distorsione geometrica (Leeds TO.M1)

• Uniformità di segnale (Leeds TO.MS3)

• Verifica della dose



Fantocci

TO.GS2 TO.M1

TO.MS3 TO.N3



Protocolli per sistemi convenzionali digitali sottrattivi(IEC 1223-3-3 Acceptance Test- imaging performance of X-ray equipment for

digital subtraction angiography DSA)

• Range dinamico

• Air kerma per immagine

• Soglia contrasto DSA

• Risoluzione spaziale visiva DSA

• Artefatti

• Compensazione per la non linearità dell’attenuazione



Protocolli per sistemi convenzionali digitali sottrattivi(IEC 1223-3-3 Acceptance Test- Imaging performance of X-ray

equipment for digital subtraction angiography DSA)

Fantocci DSA con

• step wedge

• vascular simulation pattern con contrasto da 5 mg a 10 mg di iodio per cm2

• compensazione dell’attenuazione



Image quality test tool

Fantoccio e software di misura automatizzati su immagini non post-processed

Fantoccio: Step wedge Cu, Step wedge Al, resolution pattern, lead circle, perforated steel, lead boundary lines, plastic laminates

Immagini non accessibili, memorizzazione dei soli risultati

Difficoltà ad integrarli con protocolli indipendenti

11



DQE e test di osservazione

DQE capacità del sistema di preservare il SNR lungo la catena, dipende dalla dose.

Parametro fisico, relazione con la performance decisionale dell’osservatore non nota.

Threshold Contrast Detail Detectability TCDD

parametro soggettivo, legato al quadrato

di SNR. Leeds TO.20

( )( ) 2

11

AACAH

t

t

×=


Qualità immagine digitale (Dimond III Research Project)

Review standard esistenti

NEMA XR11-1993 Test standard for the determination of limiting resolution of X-ray II Systems

IEC 61262 – 7 (1995-09) Medical Electrical Equipment-Characteristics of digital imaging devices- Part 7 -Determination of MTF

IEC 60601 1-5- (2001) (Draft) Image Quality

and Dose for X-Ray equipment

NEMA Standard XR201-2000 Characteristics of and testprocedures for a Phantom to benchmark fluoroscopic andphotographic equipment


Qualità immagine digitale (Dimond III Research Project)

IEC 61223-3-3 (1996-11) Evaluation and routine testing in medical imaging departments – Part 3 - acceptance tests -imaging performance of X ray equipment for DSA

DIN 6868-58 (2001) Image Quality Assurance in diagnostic X-Ray Dept - Part 58: Acceptance Testing of projection radiogrphy systems with digital receptors

DIN 6868-13 (2001) Image Quality Assurance in diagnostic X-Ray Dept - Part 13: Constancy Testing of projection radiography systems with digital receptors

Acceptance testing and quality control of photo stimulable phosphor imaging systems; report Task group #10, AAPMOctober 1997



(Dimond III Research Project)

Raccomandazioni di valutare

•Omogeneità

•Range dinamico

•Risoluzione Spaziale Limite

•Risoluzione a basso contrasto

•Artefatti

•Distorsione


Standard DICOM

Esami cardiologici devono gestire immagini in

movimento, generando mole enorme di dati

Definizione di uno standard : compromesso tra potenzialità hardware e software ed esigenze diagnostiche

1995 Standard DICOM 3.0

Matrice 1024 x 1024 x 12 pixel (4096 livelli di grigio)


Standard DICOM

Sostituzione pellicola 35 mm con nastri DD2,

dischi magnetoottici, CD-R

Necessità di standard di formato immagini derivato del DICOM utilizzato in radiologia

ACC/ACR/NEMA 1992

Operazioni di gestione immagini SOP service/object pair: acquisizione, stampa, archivio ecc.

Apparecchiatura conforme agli standard DICOM deve gestire le DICOM SOP

12


Standard DICOM

Registrazione e scambio esami angiografici

• Capacità

• Facile reperibilità

• Basso costo

• Rispondenza standard internazionali sicurezza

• Compatibilità PC

1994: CD-R lettori CD velocità 6X (0,9 Mb/s) 512 x 512 x 8 a

7,5 fps

Oggi: CD-R lettori CD velocità 52X, stessa velocità di acquisizione 30 fps


Standard DICOM

Registrazione e scambio esami angiografici

DVD

capacità 6 Gb

elevata velocità di lettura

stesso formato del CD


Standard DICOM

Tecniche di compressione delle immagini

Esame da 2400 immagini 1024 x 1024 x 8 , v = 30 fps

Data rate 30 MB/s

Data capacity 2400 MB = 4 CD-R e lettore 200X

Necessità di compressione

Lossless-Reversible Lossy – Irreversible


Standard DICOM

Tecniche di compressione delle immagini

Standard DICOM consente compressione lossless 2:1 con standard JPEG

Predictive encoding

Statistical encoding Lossless

Fattori di compressione da 2 a 4

Archivi e Network

digitalizzazione e interventistica -...

Documents