Μέθοδοι βελτιστοποίησης ποιότητας Ιατρικής Απεικόνισης

Παρουσίαση με θέμα: "Μέθοδοι βελτιστοποίησης ποιότητας Ιατρικής Απεικόνισης"— Μεταγράφημα παρουσίασης:

1 Μέθοδοι βελτιστοποίησης ποιότητας Ιατρικής Απεικόνισης
Πατατούκας Γεώργιος, Γαϊτάνης Αναστάσιος, Ευθυμίου Νικόλαος, Καλύβας Νεκτάριος, Γεώργιος Παναγιωτάκης, Ιωάννης Κανδαράκης Τμήμα Τεχνολογίας Ιατρικών Οργάνων, ΤΕΙ Αθήνας Εργαστήριο Ιατρικής Φυσικής, Πανεπιστήμιο Πατρών

2 Σκοπός Εφαρμογή της τεχνικής ενεργειακής στάθμισης (energy weighting) για την ενίσχυση ποιοτικών χαρακτηριστικών ιατρικής εικόνας : Προβολική μαστογραφική απεικόνιση. Τομογραφική μαστογραφική απεικόνιση Computed Tomography Breast Imaging (CTBI).

3 Προβολική μαστογραφική απεικόνιση.

4 Εισαγωγή Σε προηγούμενες μελέτες:
Θεωρείται παρουσία ιδανικού ανιχνευτή σπινθηρισμών σε μαστογραφικό σύστημα. Αναφέρεται ενίσχυση του λόγου σήματος προς θόρυβο (SNR) κατα παράγοντα 1,9. Σκοπός-Χρήση:Κατασκευή «ενεργειακά ευαίσθητων» ανιχνευτών με ταυτόχρονη χωρική και ενεργειακή ανίχνευση και καταγραφή φωτονίων.

5 Εισαγωγή ΙΙ

6 Μέθοδος Η εφαρμογή της μεθόδου με τη δημιουργία κατάλληλου αλγορίθμου.
Μελέτη της επίδρασης της τεχνικής στο SNR αλλά και στην αντίθεση (contrast) υπό συνθήκες μαστογραφίας.

7 Μέθοδος ΙΙ-Αλγόριθμος
Επιλογή υλικού ανόδου-φίλτρου Mo, Rh, W Al, Mo, Rh Επιλογή υψηλής τάσης λυχνίας ακτίνων Χ 2540 kV Επιλογή δομής στο εσωτερικό «τυπικού (4,5 cm)» μαστού 0.0020.2 cm αποτιτανώσεων 0.21.5 cm όγκου Επιλογή μη-ιδανικού ανιχνευτή Gd2O2S:Tb , 32 mgcm-2

8 Μέθοδος ΙΙΙ-Αλγόριθμος ΙΙ
Φ (E) Όγκος / αποτιτάνωση (μεταβαλλόμενο πάχος) Μαστός ισοδύναμου πάχους 4.5 cm Φ’(E) Φ’’(E) Gd2O2S:Tb (σπινθηριστής) S2 S1

9 Μέθοδος ΙV-Παραγωγή φάσματος ακτίνων Χ
Η παραγωγή του φάσματος των ακτίνων Χ εξομοιώθηκε με την μέθοδο της πολυωνυμικής παρεμβολής (interpolated polynomials method) . Η μέθοδος αυτή θεωρείται ώς η πιο αξιόπιστη αναλυτική μέθοδος για την δημιουργία φασμάτων ακτίνων Χ.

10 Μέθοδος V-Παραγωγή φάσματος ακτίνων Χ (ΙΙ)
Για την παραγωγή του φάσματος χρησιμοποιείται το παρακάτω πολυώνυμο: Το μοντέλο αυτό δεν έχει καμία φυσική υπόθεση και βασίζεται μόνο σε μαθηματική αναπαραγωγή ήδη μετρημένων φασμάτων.

11 Μέθοδος VI-Σκλήρυνση δέσμης.
Η σκλήρυνση της δέσμης γίνεται με το νόμο του Beer, ο οποίος δίνεται από τον τύπο: Ι=Ι0 exp[-μtot(E) x ] Με την διαδικασία της σκλήρυνσης της δέσμης κόβονται τα φωτόνια χαμηλών ενεργειών, τα οποία δεν προσφέρουν στην ποιότητα της εικόνας, αλλά αυξάνουν τη δόση στο ασθενή.

12 Μέθοδος VIΙ Ο παράγοντας energy weighting ορίζεται ως:
O γραμμικός σύντελεστής εξασθένησης υπολογίζεται απο τις σχέσεις:

13 Μέθοδος VIII SNR SNR weighted SNRenchancement factor

14 Μέθοδος IX Contrast Weighted Contrast

15 Αποτελέσματα Ενίσχυση του SNR κατα παράγοντα, ο οποίος εξαρτάται απο το μέγεθος της αποτιτάνωσης, την ενέργεια (KV) και απο το υλικό της ανόδου.

16 Αποτελέσματα II Ομοίως, ενίσχυση του SNR κατα παράγοντα, ο οποίος εξαρτάται απο το μέγεθος του καρκινώματος, την ενέργεια (KV) και απο το υλικό της ανόδου.

17 Αποτελέσματα ΙΙI Με την εφαρμογή της τεχνικής energy weighting παρατηρείται βελτίωση της αντίθεσης στην περίπτωση χρήσης ανόδου Mo/Mo σε «μαστογραφικές» ενέργειες υπό την παρουσία αποτιτάνωσης.

18 Αποτελέσματα ΙV Στην περίπτωση παρουσίας καρκινώματος μεγέθους εως 1 cm, η βελτίωση της αντίθεσης είναι εμφανής.

19 Συμπεράσματα Η μέθοδος ενεργειακής στάθμισης μπορεί να συντελέσει:
Α) ενίσχυση του λόγου σήματος προς θόρυβο Β) βελτίωση της αντίθεσης Υπο την προϋπόθεση οτι «ενεργειακά ευαίσθητοι» ανιχνευτές μπορούν να προσαρμοσθούν επιτυχώς σε απεικονιστικά συστήματα.

20 Υπολογιστική τομογραφική απεικόνιση μαστού(CTBI)
Εφαρμογή της τεχνικής energy weighting σε σύστημα υπολογιστικής τομογραφικής απεικόνισης μαστού. Παράλληλη γεωμετρία δέσμης Ενεργειακό εύρος 20  40 kV Άνοδος/Φίλτρο: Mo/Mo Διάταξη ανιχνευτών σπινθηρισμών με ικανότητα ενεργειακής στάθμισης Αλγόριθμος ανακατασκευής εικόνας FBP (Filtered Back-Projection)

21 Υπολογιστική τομογραφική απεικόνιση μαστού(CTBI)

22 Υπολογιστική τομογραφική απεικόνιση μαστού(CTBI)
A B C Εγκάρσια απεικόνιση «λογισμικού» ομοιώματος μαστού με υλικό «βάσης» αποτελούμενο κατα 50% αδένες και 50% λίπος (αριστερά) A: Αδένας (σειρά Α, 0.5, 1, 2, 4 και 8 mm απο αριστερά προς δεξιά), B: Καρκίνωμα (σειρά Β, 1, 2, 2.5, 4 και 8 mm) και C: αποτιτανώσεις (σειρά C, 1.5, 2, 2.5 και 3 mm). Ανακατασκευασμένη εικόνα χωρίς energy weighting (μέση) και με energy weighting (δεξιά) για φάσμα ακτίνων Χ στα 20 kV.

23 Αναφορές [1] Cahn, R.N, Cederstrőm, B., Danielsson, M., Hall, A., Lundqvist, M., Nygren, D. (1999), ‘Detective quantum efficiency dependence on x ray energy weighting in mammography’, Medical Physics, Vol. 26, pp [2] Griesh, J., Niederlőhner, D., Anton, G. (2004), ‘The influence of energy weighting on X-ray imaging quality’, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A, Vol. 531, pp [3] Van Eijk, C.W.E (2002), ‘Inorganic scintillators in medical imaging’, Phys. Med. Biol., Vol. 47, pp. R85-R106. [5] Boone, J. M., Seibert, J.A. (1997), ‘An accurate method for computer-generating tungsten anode x-ray spectra from 30 to 140 kV’, Medical Physics, Vol. 24, Issue 11, pp [6] Boone, J. M., Fewell, T.R, Jennings, R.J. (1997), ‘Molybdenum, rhodium, and tungsten anode spectral models using interpolating polynomials with application to mammography’, Medical Physics, Vol. 24, Issue 12, pp [7] Ludwig, G. W. (1971), ‘X-ray efficiency of powder phosphors’, J. Electrochem. Soc., Vol. 118, pp. 1152–1159. [8] Swank, R. K. (1973), ‘Calculation of modulation transfer functions of x-ray fluorescent screens’, Appl. Opt., Vol. 12, pp. 1865–70

24 Αναφορές ΙΙ [10] Kandarakis, I., Cavouras, D., Panayiotakis, G.S., Nomicos, C.D.(1997), ‘Evaluating x-ray detectors for radiographic applications: A comparison of with and screens’, Phys. Med. Biol., Vol. 42, pp [11] Kandarakis, I., Cavouras, D., Nomicos, C.D., Panayiotakis, G.S.(2001), ‘X-ray luminescence of phosphor using X-ray beams for medical applications ’, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B, Vol.179, pp [12]Patatoukas et al ‘The effect of energy weighting on the SNR under the influence of non ideal detectors in mammographic applications ’. 3rd International Conference on Imaging Technologies in Biomedical Sciences, September 2005 [13]Patatoukas et al ‘The effect of non ideal detectors on energy weighted spectra used in X-ray medical imaging’. 1st International Conference on Experiments/Process/System Modelling/Simulation/Optimization, 6-9 July, 2005, Athens [14]A. Gaitanis, I. Kandarakis, D. Cavouras, A. Konstantinidis, & G. Panayiotakis, "Computed Tomography Breast Imaging (CTBI): simulating the effect of x-ray spectra, detector material and reconstruction filter on the image quality", Biomedizinische Technik/ Medical Physics Proceedings, Vol. 50, Supplementary vol. 1, Part 1, pp , 14th International Conference of Medical Physics, September 2005, Nuremberg, Germany. [15]A. Gaitanis, I. Kandarakis, D. Cavouras, N. Kalivas, N. Dimitropoulos, D. Nikolopoulos, & G. Panayiotakis, " The importance of detector type, detector material, reconstruction filter & reconstruction algorithm in simulated computed tomography breast imaging ", European Radiology, Book of Abstracts / Supplement 1 to Volume 15 / February 2005, pp. 541, European Congress of Radiology (ECR), 4-8 March 2005, Vienna.