Los autores desean agradecer a Anne Sandman, Nishihara Keith y Brian Wilfley de Tecnologías de la triple anillo por su contribución en este proyecto. Este trabajo está financiado por el NIH subvención-desafío 5RC1HL100436-0.

1. De configuración del sistema <ol><li> Configurar el fantasma de la imagen en el isocentro (es decir, 40 cm desde el colimador). </li><li> Ajuste el medidor para medir DAP dosis de rayos X en frente del colimador (Figura 4). </li><li> Encienda el sistema SBDX. </li><li> Seleccione el modo de funcionamiento del sistema. Actualmente estamos usando un 7 &quot;campo de visión (FOV) con una velocidad de 15 fps. El voltaje de la fuente de rayos X de alta se encuentra en poder de 80kVp 9kW fuente de rayos-X. </li></ol> 2. De adquisición de datos <ol><li> Inicio de adquisición de datos desde el ordenador de control. Durante la adquisición de datos, imágenes detector se guardan en la memoria del sistema. Los siguientes pasos tienen lugar en el sistema de SBDX: <ol><li> El haz de electrones escanea cada posición del punto focal de forma secuencial en una forma raster (Figura 5). </li><li> El haz de electrones en el blanco de transmisión y genera rayos X (Movie 2). </li><li> En cada posición del punto focal, fotones de rayos X iluminar el detector usando un colimador de enfoque, proyectando así una pequeña parte del volumen de imágenes en el detector. </li><li> Para cada posición del punto focal, el detector crea una imagen del detector, que se almacena directamente en la memoria del sistema. </li><li> El modo de operación seleccionado de 7&#39;&#39;15fps proporciona 71x71 puntos focales. Cada posición del punto focal es iluminado por un total de 8 ms. El tiempo de exposición debe ser dividido en incrementos de 1 ms, debido a las limitaciones térmicas de la meta de rayos-X. Por lo tanto, el rayo ilumina el objetivo en cada posición del punto focal de 1 ms y se mueve a la posición del punto focal siguiente. En un momento posterior, cada punto focal es revisado para completar la exposición de 8 ms. Como una imagen detector se crea para cada luz del foco, hay un total de 40.328 imágenes de detector que se adquieren y almacenan en la memoria de unos 60 ms. </li></ol></li></ol> 3. Reconstrucción de imagen <ol><li> El SBDX es intrínsecamente un sistema de tomosíntesis, ya que el objeto es iluminado con diferentes ángulos de la fuente. Cualquier plano en el volumen de imágenes situado entre el colimador y el detector puede ser reconstruido. Los pasos siguientes ilustran cómo las imágenes parciales se reconstruyen en los planos individual, o en una imagen compuesta o plano seleccionado. En los pasos del sistema clínica SBDX 3,2 a 3,4 se llevará a cabo en tiempo real. </li><li> Seleccionar los parámetros de reconstrucción de la imagen en el simulador de reconstrucción. </li><li> Ejecutar el algoritmo de reconstrucción de la imagen. Durante la reconstrucción de la imagen que el algoritmo realiza los siguientes pasos: <ol><li> Lea cada imagen detector individual. </li><li> Escala de las imágenes del detector para que coincida con la escala del plano de la reconstrucción. </li><li> Cambio de las imágenes de acuerdo a su ubicación central fuente de punto y añadirlas al plano de la reconstrucción (Movie 3). </li><li> Repita los dos últimos pasos para cada lugar de la mancha focal. </li><li> Realizar el procesamiento posterior de filtrado para eliminar el patrón creado por la operación de desplazamiento. </li><li> En este punto, un avión se reconstruye (Figura 6), y la anatomía de nuestro objeto es visible. </li></ol></li><li> Si se solicita, ejecutar el algoritmo para crear una imagen plano seleccionado. El algoritmo realiza los siguientes pasos: <ol><li> El punto 3.2.1 a 3.2.6 se repiten para crear los 32 planos necesarios para la imagen de plano seleccionado. Los aviones suelen tener una distancia de 0,5 mm (Movie 4, Figura 7 y la película 5). </li><li> Para cada parte de la imagen, el plano que contiene el objeto en el foco es seleccionado para ser parte de la imagen plano final seleccionado (Figura 8 y la película 6). </li></ol></li><li> Si es necesario, colocar el fantasma de poner el corazón en el centro del campo de visión. </li><li> Realizar el paso desde 2,1 hasta 3,3 hasta el fantasma está correctamente colocado en el interior del campo de visión. </li><li> Registro del producto dosis-área del metro DAP para esta imagen no igualado. </li></ol> 4. Nuevo modo de operación de generación de archivos para la exposición de adaptación <ol><li> Cargar las imágenes detector previamente adquiridos en el simulador de la exposición de adaptación. </li><li> Seleccione los parámetros de exposición algoritmo adaptativo. </li><li> Ejecute el simulador de la exposición de adaptación. El simulador realiza los siguientes pasos: <ol><li> El número máximo de fotones por imagen detector se determina con base en el umbral de usuario seleccionado. </li><li> Para cada posición del punto focal, el número de fotones en el detector se determina la imagen. Las imágenes del detector de posición del punto focal que se acumulan hasta que el número de destino de los fotones o el máximo de ocho nuevos exámenes que se alcanza (Figura 9). </li><li> Como resultado se obtiene un mapa que detalla volver a analizar cuántas veces cada posición del punto focal está iluminado (Figura 10). </li><li> El mapa de volver a analizar se combina con el archivo de modo de funcionamiento que se utiliza para ejecutar el sistema SBDX. </li></ol></li></ol> 5. Imagen igualó la adquisición de <ol><li> Cargar el archivo actualizado del modo de operación en elSBDX sistema. </li><li> Inicio de adquisición de datos desde el ordenador de control. Adquisición de datos se lleva a cabo como se detalla en los puntos 2.1.1 a 2.1.5. En contraste con la adquisición anterior, el haz de rayos X se activa o desactiva en las posiciones del punto focal de acuerdo con el mapa nuevo análisis. A medida que el número total de iluminación es menor que en la adquisición normal, la dosis de rayos X se reduce. </li><li> Registro del producto dosis-área medida por el medidor de DAP. </li><li> Ejecutar el algoritmo de reconstrucción de la imagen en los datos recientemente adquiridos igualado como se detalla en 3,2 a 3,4. </li><li> La imagen reconstruida empató (Figura 11) se muestra. </li></ol> 6. Análisis de los datos <ol><li> Comparar la dosis medida de las imágenes no igualadas y las imágenes igualado. </li><li> Observe la diferencia entre las imágenes y no igualado igualado reconstruidos. </li></ol> 7. Los resultados representativos: Figura 8 y Figura 11 muestran la comparación entre una imagen y una imagen estándar igualadas. Mediciones de dosis con el medidor de DAP demuestran un ahorro de dosis de 30% en la imagen ecualizada con la máscara de volver a analizar se ilustra en la Figura 10. Además, la igualdad es un medio muy eficaz para comprimir el rango dinámico, dando un aspecto más agradable de la imagen sin la necesidad de post-procesamiento. Como se muestra, la filtración de la igualdad puede ser utilizado para salvar a la dosis. Sin embargo, la igualdad también se puede utilizar para mejorar la calidad de la imagen, haciendo coincidir la dosis de radiación a la imagen no igualado por el aumento de la fuente de alimentación. De esta manera, las regiones oscuras de la imagen recibirá más fotones, lo que reduce el ruido de imagen. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig1.jpg" alt="Figura 1" /> Figura 1. Sistema de fluoroscopia convencional. Un sistema convencional tiene un solo punto focal fuente de rayos X y un detector de gran área. El paciente se coloca cerca del detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig2.jpg" alt="Figura 2" /> Figura 2. SBDX sistema. El sistema opera en SBDX geometría inversa. Un haz de escaneado de gran fuente de rayos X se ilumina un detector de área pequeña. El paciente se coloca lejos del detector. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig3.jpg" alt="Figura 3" /> Figura 3. Diagrama de flujo de la adquisición de datos. 1) Una imagen no igualó el fantasma de su adquisición. 2) Los datos se extraen de la matriz de discos. 3) El algoritmo de adaptación de exposición toma estos datos como entrada para crear una exposición o una máscara de volver a analizar. 4) La máscara de volver a analizar se combina con el modo de operación original en el ordenador de control de código fuente. 5) Una imagen igualado de los mismos fantasmas que se adquiere y se almacena en la matriz de discos. 6) Los conjuntos no igualado igualado y los datos se extraen de la matriz de discos, y el software de reconstrucción de la imagen reconstruye los diferentes planos de cada conjunto de datos. 7) Las dos imágenes son el resultado de los programas de reconstrucción. 8) Ambos se muestran las imágenes. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig4.jpg" alt="Figura 4" /> Figura 4. Configuración del sistema. El fantasma se coloca en la mesa del paciente en el isocentro entre la fuente de rayos X y el detector. Un área de dosis metros producto se coloca entre la fuente de rayos X y el fantasma. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig5.jpg" alt="Figura 5" /> Figura 5. Fuente de rayos X. Un haz de electrones es generado por el cañón de electrones y examina los agujeros del colimador en forma de trama. A partir de un lado del colimador, el haz explora cada agujero de forma secuencial. Al final de la fila, el haz se apaga y se coloca al principio de la fila siguiente, y la exploración se inicia por la fila. De esta forma el haz de electrones explora el colimador de todo, 71 por 71 hoyos se analizan ocho veces en aproximadamente 60 ms. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig6.jpg" alt="Figura 6" /> Figura 6. Imagen reconstruida estándar. Imagen reconstruida de nuestro fantasma antropomórfica visualizar el corazón con las arterias coronarias yodados. La imagen fue tomada en el campo de visión de 7&#39;&#39;y 15 fps, y un solo plano en 45 cm de la meta de rayos X se reconstruyó. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig7.jpg" alt="Figura 7" /> Figura 7. Multi-plano de reconstrucción. Representación de los diferentes planos reconstruida entre el colimador y el detector. Los conos azules ilustran cómo las imágenes son detector backprojected en los planos de reconstrucción. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig8.jpg" alt="Figura 8" /> Figura 8. Plano seleccionado la imagen. Esta imagen es una composición de 32 aviones. En contraste con la figura 6, donde sólo los buques en la selected avión están en foco, todo buque está en foco. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig9.jpg" alt="Figura 8" /> Figura 9. Medidas de ecualización de la filtración. A medida que el colimador se escanea (arriba), el detector recibe una tasa de conteo variable, dependiendo de la opacidad del objeto (abajo). Cada agujero colimador se escanea hasta ocho veces (ocho nuevos exámenes). En la primera volver a analizar, los puntos focales se iluminan en secuencia a lo largo de la fila, empezando por la izquierda, y el flujo se mide en cada hoyo. En la siguiente volver a analizar, la iluminación se repite empezando por el principio de la fila. Para cada punto focal, los recuentos se añade al valor anterior. Si el número total de cuentas excede un umbral previamente establecido, este agujero no se iluminará en el siguiente nuevo análisis. En la implementación actual de este proceso se lleva a cabo fuera de línea y lleva a la creación de una máscara de volver a analizar que posteriormente se utilizará para adquirir una imagen ecualizada. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig10.jpg" alt="Figura 10" /> Figura 10. Volver a examinar el mapa generado por el algoritmo de filtración de ecualización. Cada píxel de la imagen representa un punto focal del colimador. La imagen es por lo tanto, 71x71 píxeles. El nivel de gris de cada píxel representa el número de Volver a buscar ese punto focal, a partir de cero (negro) a ocho (blanco). Se observa que en la parte derecha de la imagen, el número de volver a analizar es muy baja. Como resultado, cada uno de estos puntos focales se ilumina sólo una o dos veces. Esta región corresponde a la zona del campo de pulmón de nuestra imagen reconstruida (Figura 6), donde es casi la imagen saturada debido a la baja absorción de rayos X de la zona. <img src="/files/ftp_upload/3236/3236fig11.jpg" alt="Figura 11" /> Figura 11. Plano seleccionado la imagen ecualizada. Esta imagen es la salida del algoritmo de reconstrucción después de la exposición de adaptación. Esta imagen ha sido adquirida con el mismo modo de funcionamiento de 7 &quot;15 fps como el estándar de imagen (Figura 8), pero con la exposición de adaptación habilitado sobre la base de la máscara de exploración de la figura 10. La imagen es más uniforme en términos de intensidad, y por lo tanto los vasos aparecen en un contraste más alto, especialmente en las zonas oscuras. En la parte derecha de la imagen, no existe una saturación más tiempo en el campo pulmonar. Movie 1. Animación del sistema SBDX. El sistema opera en SBDX geometría inversa. Un haz de escaneado de gran fuente de rayos X se ilumina un detector de área pequeña. El paciente se coloca lejos del detector. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie1.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 2. Generación de rayos X. En cada punto focal, el haz de electrones en el blanco de tungsteno y los rayos X se generan. El colimador se concentra el haz de rayos X hacia el detector. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie2.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 3. Animación de reconstrucción de imagen. Esta animación representa el proceso de reconstrucción de la imagen final con las imágenes del detector. Para cada punto focal del colimador (abajo izquierda), la imagen del detector correspondiente (superior izquierda) se proyecta sobre el plano para reconstruir (derecha). En esta animación se representan tres aviones que están siendo reconstruidas a diferentes distancias de la fuente de rayos-X. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie3.avi">Haga clic aquí para ver la película.</a> Movie 4. Selección del plano. El sistema SBDX es un sistema de imagen tomosíntesis. El avión que ser reconstruido y se visualizan pueden ser seleccionados por el usuario. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie4.swf">Haga clic aquí para ver la película.</a> Película 5. Multi-plano de animación. Este video muestra los diferentes planos reconstruidos a aumentar la distancia del colimador. En particular, las arterias coronarias yodado ir en y fuera de foco en función de su ubicación física. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie5.avi">Haga clic aquí para ver la película.</a> Película 6. Plano 3D seleccionado animación. Visualización 3D de los planos focales reconstruido. Planos focales se desplazan más al aumentar la profundidad. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/3236/3236movie6.wmv">Haga clic aquí para ver la película.</a>

<ol>
	<li>Martinez, L. C., Vano, E., Gutierrez, F., Rodriguez, C., Gilarranz, R., Manzanas, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Patient+doses+from+fluoroscopically+guided+cardiac+procedures+in+pediatrics.">Patient doses from fluoroscopically guided cardiac procedures in pediatrics.</a> Phys Med Biol. 52, 4749-4759 (2007).</li><li>Strauss, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Pediatric+interventional+radiography+equipment:+safety+considerations.">Pediatric interventional radiography equipment: safety considerations.</a> Pediatr Radiol. 36, 126-135 (2006).</li><li>Preston, D. L., Cullings, H., Suyama, A., Funamoto, S., Nishi, N., Soda, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Solid+cancer+incidence+in+atomic+bomb+survivors+exposed+in+utero+or+as+young+children.">Solid cancer incidence in atomic bomb survivors exposed in utero or as young children.</a> J Natl Cancer Inst. 100, 428-436 (2008).</li><li>Wolff, M., Keevil, J., Speidel, M., Wilfey, M., Wilfley, B., Star-Lack, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Pilot+study+with+a+scanning-beam+digital+x-ray+system.">Pilot study with a scanning-beam digital x-ray system.</a> Am J Cardiol. 94, (2004).</li><li>Speidel, M. A., Wilfley, B. P., Star-Lack, J. M., Heanue, J. A., Betts, T. D., VanLysel, M. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparison+of+entrance+exposure+and+signal-to-noise+ratio+between+an+SBDX+prototype+and+a+wide-beam+cardiac+angiographic+system.">Comparison of entrance exposure and signal-to-noise ratio between an SBDX prototype and a wide-beam cardiac angiographic system.</a> Med Phys. 33, 2728-2743 (2006).</li><li>Speidel, M. A., Wilfley, B. P., Star-Lack, J. M., Heanue, J. A., VanLysel, M. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Scanning-beam+digital+x-ray+(SBDX)+technology+for+interventional+and+diagnostic+cardiac+angiography.">Scanning-beam digital x-ray (SBDX) technology for interventional and diagnostic cardiac angiography.</a> Med Phys. 33, 2714-2727 (2006).</li><li>Funk, T., Burion, S., Bechtel, K. L., Solomon, E. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> X-ray dose reduction by adaptive source equalization and electronic region-of-interest control. , (2011).</li><li>Burion, S., Bechtel, K. L., Lowell, A. P., Heanue, J. A., Solomon, E. G., Funk, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Real-time+equalization+filtration:+dose+savings+with+region-based+exposure+control+using+a+scanning-beam+X-ray+source.">Real-time equalization filtration: dose savings with region-based exposure control using a scanning-beam X-ray source.</a> , (2010).</li><li>Boone, J. M., Duryea, J., Moore, E. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Filter+wheel+equalization+in+chest+radiography:+demonstration+with+a+prototype+system.">Filter wheel equalization in chest radiography: demonstration with a prototype system.</a> Radiology. 196, 845-850 (1995).</li><li>Vlasbloem, H., Kool, L. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=AMBER:+a+scanning+multiple-beam+equalization+system+for+chest+radiography.">AMBER: a scanning multiple-beam equalization system for chest radiography.</a> Radiology. 169, 29-34 (1988).</li></ol>

Los autores son empleados de las Tecnologías de anillo triple que producen el instrumento utilizado en este artículo.

Se demuestra que los ahorros de dosis son posibles mediante la técnica de ecualización. En este trabajo sólo nos muestran cómo nuestra técnica se aplica, sin discutir las implicaciones para la calidad de la imagen. Sin embargo, es importante tener en cuenta que nuestro objetivo es mantener una señal de destino a ruido en las imágenes igualado. La suposición subyacente es que en no igualó las imágenes, la relación señal-ruido es altamente no uniforme. En particular, las áreas brillantes como el campo de pulmón muestran una mayor relación señal-ruido de lo necesario para realizar la tarea de diagnóstico. Ecualización nos permite reducir la relación señal-ruido en estas áreas y para mantener la relación señal-ruido en las regiones más oscuras de la imagen. Actualmente estamos realizando los estudios de medición del ruido para validar nuestro enfoque. Los resultados preliminares muestran que los ahorros de dosis del orden de 30% son alcanzables en señal equivalente al ruido en las regiones oscuras de la imagen 7, 8. El potencial de la filtración de la igualdad ha sido reconocido en la literatura científica desde hace muchos años. Implementaciones Sin embargo, hasta ahora todos los involucrados publicado persianas mecánicas ni filtros, un obstáculo significativo a la utilidad de este enfoque de 9,10. Aquí nos demuestran que la igualdad se puede basar en un enfoque totalmente electrónico, la superación de los problemas con las implementaciones de mecánica. En la clínica del sistema SBDX, la mayoría de los pasos que aquí se presenta se llevará a cabo en el hardware y se llevará a cabo en tiempo real durante la adquisición de datos. El algoritmo de compensación se ejecutará en tiempo real, y la imagen que se igualó por defecto. El algoritmo se adapta de forma dinámica los parámetros en función del tema que se explora, el movimiento del sujeto y el cambio de posición de puente. Seguimos mejorando nuestro algoritmo, y el desarrollo de nuestro método, será necesario a fin de facilitar en tiempo real de ejecución.

x-ray dose reduction through adaptive exposure in fluoroscopic imaging

Fluoroscopia de rayos X se utiliza ampliamente para la orientación de la imagen durante la intervención cardíaca. Sin embargo, la dosis de radiación en estos procedimientos pueden ser altos, y esto es una preocupación importante, sobre todo en aplicaciones pediátricas. Procedimientos de pediatría son en general mucho más complejas que las realizadas en los adultos y por lo tanto son un promedio de cuatro a ocho veces más 1. Además, los niños pueden someterse a un máximo de 10 procedimientos fluoroscópicos por la edad de 10 años, y se ha demostrado que tienen un riesgo tres veces mayor de desarrollar cáncer mortal a lo largo de su vida que la población general 2,3. Hemos demostrado que la dosis de radiación puede reducirse significativamente en los procedimientos cardíacos de adultos mediante el uso de nuestra exploración del haz de rayos x digitales (SBDX) sistema 4 - un sistema de imagen fluoroscópica que emplea una geometría de la imagen inversa de 5,6 (Figura 1, Movie 1 y Figura 2). En lugar de un solo punto focal y un detector de extenderse como se utiliza en los sistemas convencionales, nuestro enfoque utiliza una extensa fuente de rayos X con múltiples puntos focales se centraron en un pequeño detector. Nuestra fuente de rayos X se compone de un haz electrónico de barrido secuencial iluminando hasta 9.000 puestos de punto focal. Cada punto focal proyectos de una pequeña parte del volumen de imágenes en el detector. En contraste con un sistema convencional que es directamente la imagen final proyectada en el detector, el SBDX utiliza un algoritmo dedicado a reconstruir la imagen final de los 9.000 imágenes detector. Para aplicaciones pediátricas, el ahorro de dosis con el sistema de SBDX se espera que sean más pequeños que en los procedimientos de adulto. Sin embargo, el sistema permite un ahorro SBDX dosis adicional mediante la aplicación de una técnica de exposición electrónico adaptativo. La clave de este método es la técnica de multi-haz de exploración del sistema SBDX: en lugar de exponer todas las partes de la imagen con la misma dosis de radiación, que puede variar de forma dinámica la exposición en función de la opacidad de la región expuesta. Por lo tanto, puede reducir significativamente la exposición en áreas radiolúcidas y mantener la exposición en las zonas más opacas. En nuestra implementación actual, la exposición de adaptación requiere la interacción del usuario (Figura 3). Sin embargo, en el futuro, la exposición de adaptación será en tiempo real y totalmente automático. Hemos realizado experimentos con un fantasma en comparación antropomórfica y mide la dosis de radiación con y sin exposición de adaptación con un producto dosis-área (DAP) metros. En el experimento que aquí se presenta, nos encontramos con una reducción de la dosis del 30%.

Watch this Scientific Journal Video about X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging at JoVE.com

X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

Estamos desarrollando una técnica dinámica de exposición de adaptación con nuestra exploración del haz de rayos X digitales del sistema. En lugar de exponer un objeto de manera uniforme, la exposición se adapta en función de la opacidad del objeto. Aquí se muestra un experimento en un fantasma antropomórfica que resultó en un ahorro de dosis de 30%.

Dosis de rayos X a través de la reducción de la exposición de adaptación en imagen fluoroscópica

X-ray fluoroscopy is widely used for image guidance during cardiac intervention. However, radiation dose in these procedures can be high, and this is a ...

x-ray-dose-reduction-through-adaptive-exposure-in-fluoroscopic-imaging

Research

JoVE Journal

Medicine

14.3K vistas.  Triple Ring Technologies. Estamos desarrollando una técnica dinámica de exposición de adaptación con nuestra exploración del haz de rayos X digitales del sistema. En lugar de exponer un objeto de manera uniforme, la exposición se adapta en función de la opacidad del objeto. Aquí se muestra un experimento en un fantasma antropomórfica que resultó en un ahorro de dosis de 30%.

Video: X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging

Segmentation and Measurement of Fat Volumes in Murine Obesity Models Using X-ray Computed Tomography

Obesity is associated with increased morbidity and mortality as well as reduced metrics in quality of life.1 Both environmental and genetic factors are associated with obesity, though the precise underlying mechanisms that contribute to the disease are currently being delineated.2,3 Several small animal models of obesity have been developed and are employed in a variety of studies.4 A critical component to these experiments involves the collection of regional and/or total animal fat content data under varied conditions.
Traditional experimental methods available for measuring fat content in small animal models of obesity include invasive (e.g. ex vivo measurement of fat deposits) and non-invasive (e.g. Dual Energy X-ray Absorptiometry (DEXA), or Magnetic Resonance (MR)) protocols, each of which presents relative trade-offs. Current invasive methods for measuring fat content may provide details for organ and region specific fat distribution, but sacrificing the subjects will preclude longitudinal assessments. Conversely, current non-invasive strategies provide limited details for organ and region specific fat distribution, but enable valuable longitudinal assessment. With the advent of dedicated small animal X-ray computed tomography (CT) systems and customized analytical procedures, both organ and region specific analysis of fat distribution and longitudinal profiling may be possible. Recent reports have validated the use of CT for in vivo longitudinal imaging of adiposity in living mice.5,6 Here we provide a modified method that allows for fat/total volume measurement, analysis and visualization utilizing the Carestream Molecular Imaging Albira CT system in conjunction with PMOD and Volview software packages.

Fat content analysis is routinely conducted in studies utilizing murine obesity models. Emerging methods in small animal CT imaging and analysis are providing for longitudinal detail rich fat content analysis. Here we detail step by step procedures for performing small animal CT imaging, analysis, and visualization.

La segmentación y la medición de los volúmenes de grasa en modelos murinos de obesidad Usando rayos X de tomografía computarizada

Obesity is associated with increased morbidity and mortality as well as reduced metrics in quality of life.1 Both environmental and genetic factors are ...

Investigación

Medicina

Assessing Teratogenic Changes in a Zebrafish Model of Fetal Alcohol Exposure

Fetal alcohol syndrome (FAS) is a severe manifestation of embryonic exposure to ethanol. It presents with characteristic defects to the face and organs, including mental retardation due to disordered and damaged brain development. Fetal alcohol spectrum disorder (FASD) is a term used to cover a continuum of birth defects that occur due to maternal alcohol consumption, and occurs in approximately 4% of children born in the United States. With 50% of child-bearing age women reporting consumption of alcohol, and half of all pregnancies being unplanned, unintentional exposure is a continuing issue2. In order to best understand the damage produced by ethanol, plus produce a model with which to test potential interventions, we developed a model of developmental ethanol exposure using the zebrafish embryo. Zebrafish are ideal for this kind of teratogen study3-8. Each pair lays hundreds of eggs, which can then be collected without harming the adult fish. The zebrafish embryo is transparent and can be readily imaged with any number of stains. Analysis of these embryos after exposure to ethanol at different doses and times of duration and application shows that the gross developmental defects produced by ethanol are consistent with the human birth defect. Described here are the basic techniques used to study and manipulate the zebrafish FAS model.

In order to understand the molecular mechanisms of the ethanol-induced developmental damage, we have developed a zebrafish model of ethanol exposure and are exploring the physical, cellular, and genetic alterations that occur after ethanol exposure1. We then seek to find potential interventions and rapidly test them in this animal model.

Evaluación de los cambios teratogénicos en un modelo de pez cebra de la exposición fetal al alcohol

Fetal alcohol syndrome (FAS) is a severe manifestation of embryonic exposure to ethanol. It presents with characteristic defects to the face and organs, ...

Imaging Glioma Initiation In Vivo Through a Polished and Reinforced Thin-skull Cranial Window

Glioma is the one of the most lethal forms of human cancer. The most effective glioma therapy to date-surgery followed by radiation treatment-offers patients only modest benefits, as most patients do not survive more than five years following diagnosis due to glioma relapse 1,2. The discovery of cancer stem cells in human brain tumors holds promise for having an enormous impact on the development of novel therapeutic strategies for glioma 3. Cancer stem cells are defined by their ability both to self-renew and to differentiate, and are thought to be the only cells in a tumor that have the capacity to initiate new tumors 4. Glioma relapse following radiation therapy is thought to arise from resistance of glioma stem cells (GSCs) to therapy 5-10. In vivo, GSCs are shown to reside in a perivascular niche that is important for maintaining their stem cell-like characteristics 11-14. Central to the organization of the GSC niche are vascular endothelial cells 12. Existing evidence suggests that GSCs and their interaction with the vascular endothelial cells are important for tumor development, and identify GSCs and their interaction with endothelial cells as important therapeutic targets for glioma. The presence of GSCs is determined experimentally by their capability to initiate new tumors upon orthotopic transplantation 15. This is typically achieved by injecting a specific number of GBM cells isolated from human tumors into the brains of severely immuno-deficient mice, or of mouse GBM cells into the brains of congenic host mice. Assays for tumor growth are then performed following sufficient time to allow GSCs among the injected GBM cells to give rise to new tumors-typically several weeks or months. Hence, existing assays do not allow examination of the important pathological process of tumor initiation from single GSCs in vivo. Consequently, essential insights into the specific roles of GSCs and their interaction with the vascular endothelial cells in the early stages of tumor initiation are lacking. Such insights are critical for developing novel therapeutic strategies for glioma, and will have great implications for preventing glioma relapse in patients. Here we have adapted the PoRTS cranial window procedure 16and in vivo two-photon microscopy to allow visualization of tumor initiation from injected GBM cells in the brain of a live mouse. Our technique will pave the way for future efforts to elucidate the key signaling mechanisms between GSCs and vascular endothelial cells during glioma initiation.

Imaging Glioma Initiation In Vivo Through a Polished and Reinforced Thin-skull Cranial Window

By combining a polished and reinforced thin-skull (PoRTS) cranial window and glioblastoma (GBM) cell injection, we can observe glioma initiation and growth from injected GBM cells in the brain of a live mouse longitudinally.

Imágenes Glioma Iniciación<em&gt; En Vivo</em&gt; A través de un pulido y reforzado fina calavera ventana craneal

Glioma is the one of the most lethal forms of human cancer. The most effective glioma therapy to date-surgery followed by radiation treatment-offers ...

Minimal Erythema Dose (MED) Testing

Ultraviolet radiation (UV) therapy is sometimes used as a treatment for various common skin conditions, including psoriasis, acne, and eczema. The dosage of UV light is prescribed according to an individual's skin sensitivity. Thus, to establish the proper dosage of UV light to administer to a patient, the patient is sometimes screened to determine a minimal erythema dose (MED), which is the amount of UV radiation that will produce minimal erythema (sunburn or redness caused by engorgement of capillaries) of an individual's skin within a few hours following exposure. This article describes how to conduct minimal erythema dose (MED) testing. There is currently no easy way to determine an appropriate UV dose for clinical or research purposes without conducting formal MED testing, requiring observation hours after testing, or informal trial and error testing with the risks of under- or over-dosing. However, some alternative methods are discussed.

Minimal Erythema Dose MED Testing

This article describes how to conduct minimal erythema dose (MED) testing in order to determine the lowest dose of ultraviolet radiation that will cause erythema (burning) when administered to an individual.

Dosis Pruebas Eritema Mínima (MED)

Ultraviolet radiation (UV) therapy is  sometimes used as a treatment for various common skin conditions, including  psoriasis, acne, and eczema. The ...

Dual-phase Cone-beam Computed Tomography to See, Reach, and Treat Hepatocellular Carcinoma during Drug-eluting Beads Transarterial Chemo-embolization

The advent of cone-beam computed tomography (CBCT) in the angiography suite has been revolutionary in interventional radiology. CBCT offers 3 dimensional&#160;(3D) diagnostic imaging in the interventional suite and can enhance minimally-invasive therapy beyond the limitations of 2D angiography alone. The role of CBCT has been recognized in transarterial chemo-embolization (TACE) treatment of hepatocellular carcinoma (HCC). The recent introduction of a CBCT technique: dual-phase CBCT (DP-CBCT) improves intra-arterial HCC treatment with drug-eluting beads (DEB-TACE). DP-CBCT can be used to localize liver tumors with the diagnostic accuracy of multi-phasic multidetector computed tomography (M-MDCT) and contrast enhanced magnetic resonance imaging (CE-MRI) (See the tumor), to guide intra-arterially guidewire and microcatheter to the desired location for selective therapy (Reach the tumor), and to evaluate treatment success during the procedure (Treat the tumor). The purpose of this manuscript is to illustrate how DP-CBCT is used in DEB-TACE to see, reach, and treat HCC.

Dual-phase cone-beam computed tomography (DP-CBCT) is a useful intraprocedural imaging technique for transarterial chemo-embolization treatment with drug-eluting beads of hepatocellular carcinoma. DP-CBCT has been used to perform three major steps in oncologic interventional radiology: tumor localization (see), navigation and intraprocedural catheter guidance (reach), and intraprocedural evaluation of treatment success (treat).

Dual-fase de haz cónico tomografía computarizada para ver, Reach, y tratar el carcinoma hepatocelular durante Drogas de elución Beads transarterial quimio-embolización

The advent of cone-beam computed tomography (CBCT) in the angiography suite has been revolutionary in interventional radiology. CBCT offers 3 ...

Voluntary Breath-hold Technique for Reducing Heart Dose in Left Breast Radiotherapy

Breath-holding techniques reduce the amount of radiation received by cardiac structures during tangential-field left breast radiotherapy. With these techniques, patients hold their breath while radiotherapy is delivered, pushing the heart down and away from the radiotherapy field. Despite clear dosimetric benefits, these techniques are not yet in widespread use. One reason for this is that commercially available solutions require specialist equipment, necessitating not only significant capital investment, but often also incurring ongoing costs such as a need for daily disposable mouthpieces. The voluntary breath-hold technique described here does not require any additional specialist equipment. All breath-holding techniques require a surrogate to monitor breath-hold consistency and whether breath-hold is maintained. Voluntary breath-hold uses the distance moved by the anterior and lateral reference marks (tattoos) away from the treatment room lasers in breath-hold to monitor consistency at CT-planning and treatment setup. Light fields are then used to monitor breath-hold consistency prior to and during radiotherapy delivery.

The current priority in breast cancer radiotherapy is to reduce cardiac doses without compromising target tissue coverage. The voluntary breath-hold technique described here is a simple, inexpensive solution to this problem and capable of being instituted widely without the need for specialized equipment.

Voluntaria Técnica de apnea para la reducción de la dosis del corazón en la izquierda La radioterapia de mama

Breath-holding techniques reduce the amount of radiation received by cardiac structures during tangential-field left breast radiotherapy. With these ...

Non-fluoroscopic Catheter Tracking for Fluoroscopy Reduction in Interventional Electrophysiology

A technological platform (MediGuide) has been recently introduced for non-fluoroscopic catheter tracking. In several studies, we have demonstrated that the application of this non-fluoroscopic catheter visualization system (NFCV) reduces fluoroscopy time and dose by 90-95% in a variety of electrophysiology (EP) procedures. This can be of relevance not only to the patients, but also to the nurses and physicians working in the EP lab. Furthermore, in a subset of indications such as supraventricular tachycardias, NFCV enables a fully non-fluoroscopic procedure and allows the lab staff to work without wearing lead aprons. With this protocol, we demonstrate that even complex procedures such as ablations of atrial fibrillation, that are typically associated with fluoroscopy times of &#62;30 min in conventional settings, can safely be performed with a reduction of &#62;90% in fluoroscopy exposure by the additional use of NFCV.

Radiation exposure is an underestimated risk in complex ablation procedures. Here, we describe a protocol to significantly decrease fluoroscopy time and dosage for both the patient and the lab staff by using a novel non-fluoroscopic catheter visualization system.

No fluoroscópica Seguimiento catéter para la Reducción de fluoroscopia en Electrofisiología Intervencionista

A technological platform (MediGuide) has been recently introduced for non-fluoroscopic catheter tracking. In several studies, we have demonstrated that ...

Real-time X-ray Imaging of Lung Fluid Volumes in Neonatal Mouse Lung

At birth, the lung undergoes a profound phenotypic switch from secretion to absorption, which allows for adaptation to breathing independently. Promoting and sustaining this phenotype is critically important in normal alveolar growth and gas exchange throughout life. Several in vitro studies have characterized the role of key regulatory proteins, signaling molecules, and steroid hormones that can influence the rate of lung fluid clearance. However, in vivo examinations must be performed to evaluate whether these regulatory factors play important physiological roles in regulating perinatal lung liquid absorption. As such, the utilization of real time X-ray imaging to determine perinatal lung fluid clearance, or pulmonary edema, represents a technological advancement in the field. Herein, we explain and illustrate an approach to assess the rate of alveolar lung fluid clearance and alveolar flooding in C57BL/6 mice at post natal day 10 using X-ray imaging and analysis. Successful implementation of this protocol requires prior approval from institutional animal care and use committees (IACUC), an in vivo small animal X-ray imaging system, and compatible molecular imaging software.

We present a protocol to assess the rate of alveolar fluid clearance or pulmonary edema in neonatal mouse lung using X-ray imaging technology.

En tiempo real de imágenes de rayos X de los pulmones de volúmenes de líquido en pulmón de ratón neonatal

At birth, the lung undergoes a profound phenotypic switch from secretion to absorption, which allows for adaptation to breathing independently. Promoting ...

Two-Dimensional X-Ray Angiography to Examine Fine Vascular Structure Using a Silicone Rubber Injection Compound

Angiography is an essential tool for the study of vascular structures in various research fields. The aim of this study is to introduce a simple angiographic method for examining the fine vascular structure of unfixed, fresh tissue using a silicone rubber injection compound and soft tissue X-ray system. This study is especially focused on flap territories used in reconstructive surgery. This study employs angiography with a silicone rubber injection compound in various experimental conditions using Sprague-Dawley rats. First, 15 mL of MV compound and 15 mL of diluent is mixed. Then, 1.5 mL of the curing agent is prepared, and a 24G catheter is cannulated in the common carotid artery of the rat. A three-way stopcock is then connected to a catheter, and the radiopaque agent, after being mixed with the prepared curing agent, is injected immediately without spillage. Finally, as the agent solidifies, the specimen is harvested, and an angiographic image is obtained using a soft tissue X-ray system. This method indicates that high-quality angiography showing fine vascular structures can be easily and simply obtained within in a short period of time.

This study presents a simple two-dimensional angiographic method to examine fine vascular structures using a silicone rubber injection compound and soft tissue X-ray system.

Angiografía de la radiografía bidimensional para examinar la estructura Vascular fina usando un compuesto de inyección de caucho de silicona

Angiography is an essential tool for the study of vascular structures in various research fields. The aim of this study is to introduce a simple ...

Improved Registration of 3D CT Angiography with X-ray Fluoroscopy for Image Fusion During Transcatheter Aortic Valve Implantation

The fusion of 3D anatomical models derived from high-fidelity pre-interventional computed tomography angiography (CTA), and x-ray (XR) fluoroscopy to facilitate anatomical guidance is of huge interest for complex cardiac interventions like TAVI procedures with cerebral protection. Co-registration of CTA and XR has been introduced either based on additional intraoperative non-/contrast-enhanced cone-beam computed tomography (CBCT) or two separate aortograms. With the related increase of radiation exposure and/or contrast agent (CA) dose, a potential additional risk for the patient is introduced. Here, we propose a modified co-registration approach making use of arteriograms of the iliofemoral arteries, routinely performed during the femoral puncture and sheath introduction. On-the-fly refinement of the co-registration during the on-going procedure enables accurate co-registration without any additional angiograms, thus reducing CA, XR dose and procedure time, while simultaneously improving operator confidence and procedure safety.

The aim of this study was to improve the co-registration for image fusion (IF) of pre-interventional CT data with real-time x-ray (XR) fluoroscopy during transfemoral transcatheter aortic valve implantation (TAVI).

Mejor registro de 3D CT angiografía con rayos x fluoroscopia para fusión de imágenes durante la implantación de válvula aórtica transcatéter

The fusion of 3D anatomical models derived from high-fidelity pre-interventional computed tomography angiography (CTA), and x-ray (XR) fluoroscopy to ...