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

Bibliografia Needle image plates compared to conventional CR in chest radiography: Is dose reduction possible? V.Berger-Kulemanna, M. Uffmann et al. – Eur. Journ. Rad. 2011 Digital radiography: The balance between image quality and required radiation dose Uffmann, C. Schaefer-Prokopb – Eur.Journ.Rad. 72(2009):202-208

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

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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.

Direct detector radiography versus dual reading computed radiography: feasibility of dose reduction in chest radiography – MGruber, M. Uffmann et al – Eur Radiol (2006) 16: 1544-1550

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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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