Parruccini_stato dell`arte

Lo stato dell’arte della
Radiologia Digitale Diretta
Dott.ssa Nicoletta Paruccini
AO San Gerardo Monza
15 Maggio 2012
Controlli di Qualità e Protocolli in Radiologia Digitale Diretta
A.O. Istituti Ospitalieri di Cremona
Tecnologia DR



Fine anni ’90
TFT a:Si:H
Sistemi integrati
Sistemi portatili / estraibili





Dal 2008 / 2012…
Workflow ibrido
Sistemi integrati / retrofit
DR mobili wireless
Apparecchi portatili con DR wireless
Rivelatori
GE
Fuji
Canon
Trixell
…
Varian
Konica-Minolta
Carestream
http://www.radbook.eu/systems/r-f-digital.html
Agfa
Block
Canon
Carestream
FUJIFILM
GE
KONICA
medigration
Mindray
OR
Philips
PROTEC
Samsung
Shimadzu
Siemens
SIUI
STEPHANIX
Technix
Tetenal
Toshiba
Toshiba Electronics
VILLA
Wandong
XCAN
24 ditte!!!!
100 sistemi DR!!!!
http://www.radbook.eu/systems/r-f-digital.html
Agfa
Philips
Shimadzu
Siemens
STEPHANIX
Toshiba
VILLA
Wandong
8 ditte!!!!
27 sistemi RFDR!!!!
Konica Minolta Aero DR Flat Panel
Preview : 2”
Operating time: 2 hours at 60
images/h
Type
Portable flat panel
detector
based on amorphous
silicon (a-Si)
Scintillator
CsI (Cesium Iodide)
Weight
Pixel Size
What is the real DR cassette?
This is it (Aero DR Flat Panel)
Original CsI scintillator developed
and manufactures in house
2.9 kg
50% dose reduction compared to CR
offerings
175 μm
Innovative battery
CARESTREAM DRX-1 e DRX-1 c
Preview
Operating time: On-board rechargeable
battery or external battery charger
X-factor
Type
Portable flat panel
detector
based on amorphous
silicon (a-Si)
Scintillator
GOS o CsI
Weight
Pixel Size
?
139 μm
Flexible, Scalable, compatible
First compact wireless flat panel detector
Canon Wireless CXDI-70C Detector
Universal retrofit
Multifrequency postprocessing
Preview : 3” – 5”
Operating time: 2 batteries: 140 images/battery
Type
Portable flat panel detector
based on amorphous silicon (aSi)
Scintillator
CsI (Cesium Iodide)
Weight
Pixel Size
3.4 kg (2.4 kg)
125 μm
35 cm x 43 cm
27.4 x 35 cm (CXDI-80 C)
Thales Trixell
Diffusissimo
fluoroscopia
Angiografia
CBCT
Type
Portable flat panel detector
based on amorphous silicon (a-Si)
Scintillator
CsI (Cesium Iodide)
Pixel Size
143 μm
Varian paxscan
Fixed
wired portable
wireless portable
dynamic
GE Healthcare Flash Pad Wireless DR Panel
is the only Wireless Flat Panel Detector to operate with Ultra-Wideband (UWB)
connectivity. Rather than compete with other information on WI-FI networks,
it communicates independently on a dedicated, high-priority channel—so data
is routed with speed and reliability.
Type
Scintillator
Pixel Size
Portable flat panel
detector
based on amorphous
silicon (a-Si)
Designed for digital. Designed for
you.
Prepare for tomorrow … today
CsI (Cesium Iodide)
VolumeRAD* and Dual Energy
Subtraction
200 μm
FlashPad works with a variety of GE
compatible product
FUJI
FDR D-EVO™ = DR Evolved
ISS Irradiation Side Sampling
technology
Preview : 3.8”
Operating time: 3 batteries:
3 hours or 400 images
Type
Portable flat panel detector
based on amorphous silicon (a-Si)
Scintillator
GOD or CsI
Weight
Pixel Size
3.3 – 3.6 kg
150 μm
35 cm x 43 cm
Sistemi indiretti: CsI:Tl
Per gentile concessione del Dr. Stefano Rivetti
“Limiti” DR  TFT Fill Factor e light spread
Data line
100 um
Gate
line
Switching
Transistor
Miniaturizing
Pixel size
50 um
60-80 % ?!?
All’aumentare dello spessore del fosforo
da un lato aumenta l’efficienza di rilevazione a scapito
però della risoluzione
Conventional
ISS method
 ISS Irradiation Side Sampling technology
 Effect of X-ray incident direction and scintillator layer design on image quality of
indirect-conversion flat-panel detector with GOS phosphor

FUJIFILM
CorporationProc.
of2011
SPIE
FUJIFILM
Corporation
Proc. of SPIE Vol. 7961
Vol. 7961, 79614I · © 2011 SPIE
 ISS Irradiation Side Sampling technology
 ISS Irradiation Side Sampling technology
The DQE of the IS system can increase to 1.3 times that of the PS system if there is no
X-ray absorption (of 8.8%) by the glass substrate. Therefore, a technique that can
reduce the X-ray absorption by the substrate, such as one using a thin glass or a
plastic substrate, will further add to the advantages of the IS system
FDR D-EVO
 ISS Irradiation Side Sampling technology
FDR D-EVO
GOS
FDR D-EVO Plus C35I
CsI:Tl
 ISS Irradiation Side Sampling technology
(a) DQE and (b) MTF curves
of “FDR D-EVO plus c35i”
and conventional FPD
 Dove si sta andando?
 Ricerca di performance sempre più elevate (alta qualità e bassa dose)
 Per applicazioni avanzate con
 Tempi di risposta più rapidi
 Riduzione del lag di risposta
 Per applicazioni di dual energy, tomosintesi e conebeam CT
dual energy e tomosintesi
Dual-Energy Subtraction is beneficial for:
Evaluation of pulmonary parenchyma (pulmonary nodules, pulmonary
masses, interstitial pattern, emphysema, vascular redistribution, …).
•
• Detection of bone pathology (fractures, benign and malignant, primary or
metastatic tumors).
• Detection of calcifications, thickening, fibro thorax, asbestosis, pleural
effusions and pneumothorax.
• Recognition of foreign bodies and devices/prosthesis/ surgical material.
• Detection of alterations of the respiratory system (stenosis, extrinsic
compression, foreign bodies).
• Diagnosis of mediastinal and hilar pathology (adenopathy, mediastinal
masses, cardiovascular pathology).
• Evaluation of soft tissue (calcifications in muscular, subcutaneous, chest
tissue)
tomosintesi
VolumeRAD shows a big apical dorsal opacity, left, close to the pleura, 4cm x
5cm. The appearance is not typical of metastasis, it is more suspicious of
malignant tumor, possibly lung cancer
Trends in…CONE BEAM CT (CBCT)
Principles:
 Detector: large area flat panel (FP)
 Relative positions of tube and FP are
fixed
 Isocentric rotation > 180°
CBCT has gained widespread use in:



Dental imaging
Operating theatre
Radiological interventional procedures
 4D interventional guidance (new “compressed sensing” algorithm)


Patient position verification (radiotherapy)
SPECT-CT (nuclear medicine)
Obehofer Maggio 2012
MSCT versus flat panel CBCT
Parameter
MSCT
CBCT
+
Versatile (different location)
0.6 mm isotropic
Spatial risolution (voxel size)
0.1–0.3 mm isotropic
+
Gupta 2008
+
Low contrast resolution
Field of view (FOV)
+
Large
45 cm
Reconstruction algorithm
 FBP (low computation power)
 iterative
+
Scan time
Dose efficiency
Costs
higher noise
Reduced
ca. 30 cm
truncation errors
+ (down to 0.25 s)
 Feldkamp, L.A. et al,
J Opt Soc Am A1 (1984)
(high computation power)
10-20 s, possible
movements artifact
+
+
DEXELA
flat panel CMOS X-ray detector
mammography and tomosynthesis, breast CT, dental CBCT, fluoroscopy,
cardiology and angiographic imaging, bone densitometry
crystalline Silicon of the CMOS sensor used in the Dexela detectors is inherently
superior to competing amorphous Silicon sensor technology, which uses thin-film
transistors (TFT) as switches in reading out the detector
The major advantages of the technology are: high frame-rate, low noise, high
reliability, absence of image lag and high spatial resolution High Speed: 26 – 86 fps
High resolution: 75 - 300 µm pixel pitch
Superior image quality: high DQE 0.7 at
0.5 lp/mm, high contrast, high dynamic
range
Reduced image lag
Fiber optic plate increases lifetime and
improves DQE
Flexible, reliable, stable and robust
Teledyne, Dalse, Ontaria (Can)
Xineos™-1313 - Next Generation dynamic CMOS Flat Panel for Fluoroscopy and
Cone Beam CT Dental Imaging
low dose DQE
0.8
“exceed image intensifier
performance for low dose
imaging providing higher
speed, higher resolution
0.7
0.6
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0
1
10
100
nGy
I.I. +CCD
Cs I + TFT
Cs I + CMOS
1000
MAMMOGRAPHY
X-ray generation system
new target/filter combinations
 target: Mo → W
 filter: 30mm Mo → Rh/Ag/Al
 spectra of higher mean energy
Acquisition technique
 Scanning (Sectra)
 3D (tomosynthesis)
3 commercial products in Europe (Hologic,
Siemens, IMS); several prototypes (GE, Dexela,
Sectra)
Imaging modality:
Detector technology
CR: needle-structred phosphour (Agfa DX-M, Fuji)
DR: ● improved Active Matrix Flat Panel Imager
(AMFPI) (Anrad)
● photoconductive read-out (Fujifilm)
● photon counting (Sectra)
● CMOS flat panels
 Contrast enh. dual energy
 Functional imaging
 Dedicated breast CT
Bremsstrahlung-spectrum and characterisic
radiation emitted by a tube operated at 30 kVp for
tungsten (W) target and molybdenum (Mo),
Lundqvist 2003
SCINTILLATORI ACCOPPIATI A FLAT PANEL a-Se
2002 Hologic sostituzione dello scintillatore con fotoconduttore a a-Se.
L’interazione della radiazione X con lo strato di materiale fotoconduttore
produce direttamente una serie di coppie elettrone-buca, che si muovono
sotto l’azione di un campo elettrico generato tra gli elettrodi posti ai capi del
materiale e vengono da essi raccolte.
Il campo elettrico deposita direttamente le cariche elettriche su array di
transistor a-Si.
Riduzione
della
dimensione
dei pixel a
70 µm.
Risoluzione
spaziale
molto
elevata
LIMITI:
effetto memoria del rivelatore e
scarsa stabilità del a-Se. Molto
sensibile alle variazioni di
temperatura, tendenza a
cristallizzare in presenza di polvere
RIVELATORE A CONVERSIONE DIRETTA + OPTICAL SWITCHING
AMULET FUJI
Doppio strato di selenio amorfo
Nel 1º strato i raggi X vengono convertiti in carica elettrica (immagine latente
elettrostatica)
Nel 2º strato avviene il read out della carica mediante optical switch (al posto dei
TFT): il detector viene “spazzato” con una luce generata da un array di LED che
si muove in una direzione lungo tutta la lunghezza del detector, si genera così
una corrente proporzionale all’immagine latente.
CONVERSIONE DIRETTA+OPTICAL SWITCHING=ALTA RISOLUZIONE & BASSO RUMORE
mammography - DETECTORS
Sectra Microdose: single photon counting detector
 Scanning with thin x-ray fan-beam  low scattered radiation  no need for grid
 Long x-ray emission  large heat production
 High spatial resolution - 50 µm pixel, high MTF
 Low noise  high SNR, potential for low dose
and high DQE
 Signal  photon energy ( possible spectral
imaging)
Oberhofer N.
Mammography – 2D dose comparison
• New systems perform better
• Scanning system excels at low dose
DBT different strategies
Siemens Inspiration
Selenia Dimensions
different breast imaging modalities
Dedicated (Cone Beam) Breast CT
UC Davis, Boone
Erlangen, Kalender W.
many others
Contrast Enhanced Mammography
Contrast Enhanced Spectral DBT
Photon counting
Schmitzberger F, Danielsson M., Bick U., Radiology 259(2), 558
(2011)
Fredenberg E., Lundqvist M., Åslund M., et al., SPIE Medical
Imaging 7258, 72581J (2009)
Combination: funcional imaging + structure
Diffuse Optical Tomography (DOT) + DBT, Fang Q. et
al., Radiology 258, 89 (2011)
•Pre MDC
•I kedge=33keV
•Post T1
•Post T2
•subtraction
Un po’ di esperienza recente……
Le apparecchiature nuove si comprano quando:
•Esiste un bisogno oggettivo e evidente?
•Quando la tecnologia è matura?
•Quando ci sono i soldi?
•Il nostro ospedale ha investito in tre apparecchiature digitali
multifunzionali, alienando due diagnostiche analogiche complete e un
sistema di fluorografia digitale per DSI.
•Non era ancora consolidata la tecnologia del retrofit
Un po’ di esperienza recente……
Le apparecchiature nuove hanno sostituito completamente le
funzionalità dei sistemi CR precedentemente installati?
•NO
•Gli esami al letto, in sala operatoria possono essere eseguiti
unicamente con rivelatori portatili.
•Sono stati acquistati 3 nuovi sistemi CR in modo un po’ rocambolesco
•Non era ancora consolidata la tecnologia DR wireless
Un po’ di esperienza recente……
Le apparecchiature:
1- telecomandato digitale grafia e fluoroscopia con rivelatore CsI+TFT Trixell
Grafia: tutto ok
fluoroscopia: per un paio di mesi assolutamente inaccettabile.
Motivo: ritardo nello sviluppo del software di postprocessing delle immagini di
scopia
Soluzione: acquisire i processi dinamici non con l’ausilio della fluoroscopia ma
utilizzando grafia a 10 frame al secondo
DOSIMETRIA del paziente??
Un po’ di esperienza recente……
Le apparecchiature:
2- direct radiography con rivelatori a fosfori fotostimolabili
tecnologia CR può essere considerato un DR? SI, è commercializzato
come tale
Perché?
Non c’è movimentazione del rivelatore da parte dell’operatore, il
rivelatore è integrato del potter bucky.
Come sono considerati i rivelatori wireless DR per apparecchi portatili
e per retrofit che possono essere impiegati nel potter bucky e fuori
potter?
Il DR è un rivelatore che per produrre una immagine non ha bisogno di
essere inserito in un dispositivo simile a una sviluppatrice ?????
Un po’ di esperienza recente……
Le apparecchiature:
3- direct radiography con rivelatori a conversione diretta a aSe con
spessore 1 mm
 Il fisico medico è principalmente interessato alle
caratteristiche fisiche del rivelatore digitale
Materiale
CsI
Se
Gd2O2S
BaFBr
spessore(µm)
500
500-1000
200
200
densità(g/cm3)
4.51
4.25
7.34
4.9
P Doyle and C J Martin Phys. Med. Biol. 51 (2006) 5475–5485
ENERGIA ASSORBITA
45
40
35
aSe 1 mm
30
CsI
25
aSe 0.5 mm
20
Gd2O2S
15
CR
10
5
0
30
50
70
90
kVp
110
130
150
1.2
Risoluzione spaziale
1
MTF
0.8
MTF CsI
0.6
MTF aSe
0.4
0.2
0
0
0.5
1
1.5
2
2.5
3
3.5
pl/m m
Rumore
NNPS
1.0E-04
1.0E-05
1.0E-06
0
0.5
1
1.5
2
pl/mm
2.5
3
3.5
Detective quantum efficiency
IEC 61267-1
Stefano Rivetti di Val Cervo
Ph.D. Thesis Performance evaluation of detectors for digital radiography, marzo 21011
DQE
70 kVp
120 kVp
Frequenza
pl/mm
RQA5
CsI
RQA5
aSe
RQA5
CsI ISS
RQA9
CsI
RQA9
aSe
RQA9
CsI ISS
0
0.60
0.53
0.60
0.45
0.36
0.50
1
0.40
0.48
0.48
0.35
0.32
0.40
2
0.30
0.40
0.33
0.27
0.24
0.25
3
0.22
0.27
0.18
0.20
0.17
0.18
Situazione in fase di installazione
?
App 2 tavolo
4.5
app. 2 chest
3.3
app. 3 aSe
2.2 µGy al rivelatore
?
=
Griglia in alluminio potere di attenuazione
maggiore della griglia in fibra di carbonio
Dopo un paio di mesi
App 2 tavolo
4.5
app. 2 chest
3.3
app. 3 aSe app. 3 nuova calibrazione
2.2
4.4 µGy al rivelatore
E non solo
900
ESD 60 kV(µGy)
800
ESD 80 kV(µGy) 15 cm
700
ESD 100 kV(µGy)
1.4 X
600
500
2X
400
300
200
3X
100
0
velocity table
App 2 tavolo
velocity up right fp
app. 2 chest
acselerate
acselerate nuova
app. 3 aSe app.calibrazione
3 nuova calibrazione
Audit dosimetrico
TORACE PA
eidos
acselerate
kV = 120, 6 ms
kV = 125, 17 ms
mAs
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
75%
2.33
0.116
nd
mediana
1.75
0.089
nd
variazione
rispetto al
riferimento
-78%
Digital Diagnost
kV = 125 0.1mmCu 1mmAl 2.5 ms
m
As
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
3.8
0.270
2.55
2.9
0.205
1.79
variazione
rispetto al
riferimento
-49%
m
As
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
1.5
0.057
0.90
1.3
0.047
0.63
variazione
rispetto al
riferimento
-88%
TORACE LAT
75%
mediana
eidos
acselerate
kV = 120, 28.5 ms
kV = 130, 56 ms
mAs
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
12.52
0.72
nd
7.25
0.42
nd
variazione
rispetto al
riferiment
o
-65%
Digital Diagnost
mA
s
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
13.8
1.21
8.18
10.8
0.95
7.59
kV = 133 0.1mmCu 1mmAl, 8.5 ms
variazione
rispetto al
riferiment
o
-21%
mAs
Ka,e
mGy
PKa
dGycm²
5.00
0.228
2.87
4.25
0.194
2.25
variazione
rispetto al
riferimento
-83%
DONNA
ASPETTATIVA DI VITA
RISCHIO DI MORTE PER TUMORE
TORACE 2P
30 ANNI
50,2 ANNI
18,5
%
DIGITAL DIAGNOST
DOSE EFFICACE (µSv)
REID
LOSS OF LIFE (LLE)
94
0,000804 %
2,3 ore
leukemia
breast
colon
liver
lung
ovary
stomach
bladder
other
3,70E-05
1,65E-04
2,41E-06
2,50E-05
4,81E-04
3,70E-07
9,89E-06
1,12E-07
8,39E-05
%
%
%
%
%
%
%
%
%
ACSELERATE
280
0,00185 %
5 ore
8,52E-05
3,97E-04
5,10E-06
5,72E-05
1,11E-03
7,45E-07
2,14E-05
2,22E-07
1,87E-04
%
%
%
%
%
%
%
%
%
E PER 1 MILIONE DI DONNE ?????
REID
leukemia
breast
colon
liver
lung
ovary
stomach
bladder
other
DIGITAL DIAGNOST
0,37
1,65
0,0241
0,25
4,81
0,0037
0,0989
0,00112
0,839
ACSELERATE
0,852
3,97
0,051
0,572
11,1
0,00745
0,214
0,00222
1,87
INCREMENTO
0,5
2,3
0,0
0,3
6,3
0,0
0,1
0,0
1,0
10,6
E SE NON COLLIMO CORRETTAMENTE SUL TORACE???
ESAME NON COLLIMATO SU TORACE; INCLUDE ADDOME
REID
leukemia
breast
colon
liver
lung
ovary
stomach
bladder
other
INCREMENTO
1 MILIONE DI PAZIENTI
1,3
2,3
40 ANNI X 200 GIORNI X 20 TSRM
1,0
1,3
6,3
6 ESAMI AL GIORNO!!!!!
0,5
1,5
0,4
2,2
16,8
Ottimizzazione e setup
caratterizzazione del rivelatore DQE
ma anche dell’apparecchiatura
eDQE
Effective Detective quantum efficiency
1 MTF ( f ' ) 2  (1  SF ) 2
eDQE ( f ' )  
m2
t
NNPS( f ' )  q  E  2
m
Dove m fattore di ingrandimento, MTF(f’) and NNPS(f’) MTF NNPS calcolate tenendo conto della
radiazione diffusa, macchia focale e griglia; SF scatter fraction; E kerma in aria - µGy - alla superficie del
detettore; t fattore di trasmissione attraverso il fantoccio; q numero di fotoni per µGy – mm2
Ottimizzazione e setup
Retrofit:
Setup e verifica del dispositivo automatico dell’esposizione AEC
AEC setting
1,4
1,3
1,2
aSe 1
mm
CsI
1,1
Gd2O2
S
aSe 0.5
mm
1
0,9
0,8
60
70
80
90
100
kVp
110
120
130
Ottimizzazione e setup
verifica dell’indice di esposizione
International
Electrotechnical
Commission (2008).
IEC 62494-1 ed. 1
Medical electrical
equipment - Exposure
index of digital x-ray
imaging systems Part 1: Definitions and
requirements for
general radiography
STANDARDIZZAZIONE:
EI = 100 ki(µGy)
OTTIMIZZAZIONE
PROCESSING?
DIGITALE=ELABORAZIONE DELL’IMMAGINE
1. Film like
2. Contrast enhancement
3. Equalized Contrast
Philips digital
diagnost
Mu²
MU1
Film/
Screen
Raw
ICRU International commission on Radiation units and measurements
Quality Factor in radiation protection 1986
L’accuratezza diagnostica dipende anche:
1. Dal tipo di patologia;
2. Dalle strutture anatomiche indagate e dalla loro variabilità
nei pazienti sani e patologici
3. Dalle informazioni fornite al radiologo sullo stato di salute
del paziente (i precedenti)
4. Dalla bravura e dall’esperienza del medico radiologo
FUNZIONE DI CONVERSIONE DEL SEGNALE
curva di risposta versus ka (µGy)
rumore
18000
10000
16000
9000
RUMORE trixel
8000
RUMORE fuji
14000
7000
RUMORE agfa
Pixel Value
Pixel Value
12000
6000
PV trixel
10000
5000
PV fix
Fuji
PV agfa
8000
4000
3000
6000
2000
4000
1000
2000
0
0
0
0
10
µGy 20
30
40
5
10
µGy
15
20
TRASMISSIONE 100%
TRASMISSIONE 30%
TRASMISSIONE 8.8%
QUANTI INSERTI SI VEDONO NELLE
REGIONI DI DIVERSA ATTENUAZIONE?
AGFA SQ
FUJI
AGFA LIN
100%
80%
95%
85%
30%
70%
45%
60%
8,8%
45%
23%
31%
Post elaborazione
Unsharp mask
SI SUDDIVIDE IL RANGE DI
FREQUENZE SPAZIALI IN
DUE SOTTOINSIEMI
LA DIMENSIONE DEL
KERNEL K DETERMINA LA
SOGLIA DI SEPARAZIONE
DEI DUE SOTTOINSIEMI
LIMITI
ENHANCEMENT
INDIPENDENTE DAL
CONTRASTO
ARTEFATTI
RUMORE ALLE ALTE
FREQUENZE
Post elaborazione
1. Visualizzazione di tutte le strutture anatomiche
2. Risoluzione spaziale ottimale
3. Enfatizzazione del contrasto
4. Riduzione del rumore
ESEMPI DI POST PROCESSING DELLE DITTE
PHILIPS E AGFA
PHILIPS
Film like
Contrast enhancement
Equalized Contrast
Film like
Contrast enhancement
Equalized Contrast
1. Film like
2. Contrast enhancement
3. Equalized Contrast
Philips digital
diagnost
1. Film like
2. Contrast enhancement
3. Equalized Contrast
Philips digital
diagnost
AGFA MUSICA MUltiScale Image Contrast
Amplification
MUSICA2:
•NON RICHIEDE INTERVENTO DELL’UTENTE
•SUPERA:
PROBLEMI DI COLLIMAZIONE
SCELTA ERRATA DELLA REGIONE ANATOMICA
ARTEFATTI DA PROTESI
RIPRODUCIBILITA’ DEL POSTPROCESSING
TUTTE LE INFORMAZIONI NECESSARIE AL
POSTPROCESSING SONO DERIVATE DA CALCOLI
ESEGUITI SULL’IMMAGINE
AGFA MUSICA MUltiScale Image
Contrast Amplification
MULTISCALE POSTPROCESSING
MUSICA1: STRUTTURA A PIRAMIDE:
OGNI STRATO DECRESCE DI UN
FATTORE 2
MUSICA2: STRUTTURA A IMBUTO: GLI
ULTIMI STATI NON VENGONO SCALATI
MIGLIORA ENHANCEMENT
CONVERTE UNA IMMAGINE
DI LIVELLI DI GRIGIO (2D) IN
UN INSIEME 3D DI LIVELLI
OGNUNO DEI QUALI
CONTIENE INFORMAZIONI
SUL CONTRASTO (differenza
dei segnali) RELATIVO A UNA
BANDA STRETTA DI
FREQUENZE SPAZIALI
PROCESSO
REVERSIBILE
AGFA
MULTISCALE POSTPROCESSING
AGFA
MULTISCALE POSTPROCESSING
GX: greyscal
image
DX: detail
image ottenute
come
differenza delle
GX
corrispondenti
Il contrasto del dettaglio risulta indipendente dalla densità e gradiente.
Brightness e contrasto dei dettagli sono disaccoppiati
Post elaborazione
1. La visualizzazione di tutte le strutture anatomiche
2. Risoluzione spaziale ottimale
3. Enfatizzazione del contrasto
4. Riduzione del rumore
Il rumore radiografico
Il rumore radiografico
APPROCCIO AGFA
Funzione di conversione
PV=(costante * N)0.5;
NPS(u, v) = (G MTF2(u, v) +1) N
NPSagfa=(dPV/dN)2 * NPS = costante * (G MTF2+1);
Il rumore è uniforme in tutta l’immagine e
indipendente dall’esposizione locale
Il rumore radiografico
Il rumore è presente a tutte le frequenze ma il rumore ad alta
frequenza genera maggior disturbo
MUSICA2 analizza il layer D0
indentificazione di una
distribuzione di rumore dell’immagine (sd(i,j))
CNR(i,j)= local contrast / noise = sd(i,j)/ reference noise layer
Se CNR < soglia – attenuazione con fattore <1 (regione
omogenea)
Se CNR > soglia – amplificazione con fattore >1 (regione di
dettaglio)
CNR
RUMORE
Mu²
MU1
Film/
Screen
Raw
ICRU International commission on Radiation units and measurements
Quality Factor in radiation protection 1986
L’accuratezza diagnostica dipende anche:
1. Dal tipo di patologia;
2. Dalle strutture anatomiche indagate e dalla loro variabilità
nei pazienti sani e patologici
3. Dalle informazioni fornite al radiologo sullo stato di salute
del paziente (i precedenti)
4. Dalla bravura e dall’esperienza del medico radiologo
mammography - DETECTORS
2 almost twin systems: direct conversion a-Se - different read-out
Improved Active Matrix TFT a-Se
Detector LMAM (Anrad)
System A3





24 cm x 30 cm
pixelpitch 85 mm
repetition time ca. 30 s
a-Se ca. 200 mm
a-Si < 5 mm
photoconductive switching a-Se
System A4
 18 cm x 24 cm,
 higher fill factor 100%
 pixelpitch 50 mm
 repetition time ca. 15 s
 double layer a-Se
 187 mm + 18 mm
 intermediate trapping layer
 no image lag
 logarithmic output
-20% dose
Oberhofer N. et al.,IWDM 2010
Courtesy of Fujifilm
Mammography – 2D dose
comparison
Normal
AGD
Uncertainty: IQFinv 5%
Low
AGD
Oberhofer N., ECR 2011
• New systems perform better
• Scanning system excels at low dose