Assicurazione di Qualità in Mammografia Digitale: Assicurazione di Qualità in. Mammografia Digitale:

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1 Assicurazione di Qualità in Mammografia Digitale: Corso Teorico-Pratico su Apparecchiatura DR Parte Teorica: 12 Novembre 2010 Osp. NOCSAE Baggiovara Modena Relatore: Dr.ssa Paola Golinelli S.S.C. Fisica Sanitaria Accreditamento ECM presso AGEFOR Az.USL Modena Assicurazione di Qualità in Mammografia Digitale: Principi Fisici della Direct Radiography in mammografia: Senographe 2000D e DS (Rivelazione Indiretta): Caratteristiche fisiche Flat-Panel G.E. per mammografia Principi Generazione immagine clinica Funzionamento Sistema Automatico di Esposizione Misure Efficienza di dose 1

2 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Flat Panel GE: Rivelatore Digitale Indiretto Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Scintillatore a Ioduro di Cesio + Array con diodi al Silicio amorfo 2

3 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Flat Panel GE: La matrice contiene 1920x230 elementi (DEL) distribuiti su un area di circa 19x23 cm2, con dimensione nominale di 100 µm, digitalizzazione del segnale: 1bit (16k valori di segnale) La visualizzazione dell immagine avviene su monitor con matrice di 5 Megapixels (208x2560) a 8 bit (256 livelli di grigio) Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Rif.: RSNA 2003 Course: Advances in digital Radiography 3

4 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Classificazione dei Difetti del rivelatore: Variazioni di guadagno entro un range prestabilito dei pixel Variazioni di guadagno al di fuori del range prestabilito dei pixel Pixel non funzionanti Localizzazione dei pixel non funzionanti (cluster, linee, ecc ) Principi Fisici della Mammografia Digitale con Detection Quantum Efficiency Risoluzione Spaziale Rapporto Segnale-Rumore Soglia di Contrasto Qualità Immagine

5 Principi Fisici della Mammografia Digitale con rivelazione Indiretta: Senographe 2000D DQE = SNR 2 (Rapporto Segnale-Rumore) in uscita al Rivelatore SNR 2 in entrata al Rivelatore 2000D: 11 mr Schermo-Film: 11.8 mr 5 Principi Fisici della Mammografia Digitale con RISOLUZIONE SPAZIALE: L MTF o Modulation Tranfer Function descrive come un segnale (es. coppie di linee) viene trasferito e riprodotto dal rivelatore al variare della frequenza spaziale. Si misura in lp/mm (coppie di linee al millimetro). Una coppia di linee è costituita da una barra bianca adiacente e una nera. La Risoluzione spaziale massima, a parità di dimensione della macchia focale e di fattore di ingrandimento, è determinata principalmente dalla dimensione della matrice del rivelatore, ovvero dalla dimensione del DEL: nel nostro caso 100 µm corrisponde a 5 lp/mm di risoluzione massima, ovvero al massimo è possibile distinguere due dettagli adiacenti di 0.2mm. La Risoluzione spaziale massima è inficiata dalla quantità di luce proveniente dallo scintillatore che diffonde lateralmente. 5

6 Principi Fisici della Mammografia Digitale con rivelazione Indiretta: Senographe 2000D VALUTAZIONE MTF DEL SISTEMA SENOGRAPHE DS con e senza Fine View Rif:SPIE 2007 Principi Fisici della Mammografia Digitale con RAPPORTO SEGNALE RUMORE (SNR): Definizione di Rumore: Fluttuazione casuale del segnale (errore intrinseco della misura). Nei sistemi mammografici la fonte principale di rumore, mantenendo il rivelatore raffreddato, è costituita dal Rumore Quantico, ovvero la variazione casuale dei fotoni X assorbiti dai singoli rivelatori elementari (DEL). Il Rumore si misura valutando la deviazione standard in una Regione di Interesse (ROI). Il Rumore diminuisce ovviamente all aumentare del flusso di fotoni X, cioè della dose incidente sul rivelatore. Il segnale in una regione di interesse è costituito dal valore medio dei pixel che la compongono. 6

7 Principi Fisici della Mammografia Digitale con SOGLIA DI CONTRASTO: Capacità del rivelatore di risolvere oggetti di dimensione variabile e spessore variabile con densità elettronica vicina a quella circostante. La soglia di contrasto per ogni serie è il più piccolo oggetto con il minor contrasto visibile. Dipende fortemente dalla DQE del rivelatore, ma anche dal sistema di visualizzazione utilizzato. Si misura utilizzando il fantoccio CD-MAM Rif.: European Guidelines IV Edition (2006) Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Fantoccio ACR RMI-156: equivalente a un seno di.5cm (spessore compresso) composto da 50% ghiandola e 50% tessuto adiposo MICRO-CALCIF. oggetto mi 1: 0.5mm 2: 0.0mm 3: 0.32mm : 0.2mm 5: 0.16mm FIBRE oggetto f 1: 1.56mm 2: 1.12mm 3: 0.89mm : 0.75mm 5: 0.5mm 6: 0.0mm MASSE oggetto ms 1: 2.00mm 2: 1.00mm 3: 0.75mm : 0.50mm 5: 0.25mm 2ms 3ms ms 5ms 3mi mi 5mi 1ms 5f 6f 1mi 2mi 1f 2f 3f f 7

8 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS: Principi Generazione Immagine Clinica Uncorrected Image (non visualizzabile su AWS ed RWS) Unprocessed Image (RAW) (visualizzabile su AWS ed RWS) Processed Image (PROCESSED) (visualizzabile su AWS ed RWS) Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS: Principi Generazione Immagine Clinica * Uncorrected Image Unprocessed Image Processed Image Rif.: Addendum on Digital Mammography EUR (vers ) 8

9 Uncorrected Image (non visualizzabile su AWS ed RWS) Rif.: Addendum on Digital Mammography EUR (vers ) RSNA 2003 Course: Advances in digital Radiography Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS: Principi Generazione Immagine Clinica Correzione applicata da parte del sistema DR prima di generare l immagine nonprocessata: Correzione Flat-Field; Ricostruzione (interpolazione) del valore del pixel di ciascun elemento detettore difettoso (bad pixel) riconosciuto dal sistema DR; Compensazione per le variazioni della sensibilità individuale e per il guadagno dell elettronica di lettura. Rif.: Addendum on Digital Mammography EUR (vers ) 9

10 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS: Principi Generazione Immagine Clinica Correzione Flat-Field NELL'IMMAGINE NON CORRETTA SONO VISIBILI MOLTI PIXEL ANOMALI, RIGHE E COLONNE A CAUSA DELLE DIVERSE CARATTERISTICHE DI GUADAGNO DEGLI ARRAY DI DIODI POSTI SOTTO IL RIVELATORE; IL PRIMO STEP DI CORREZIONE APPLICATO DAL SISTEMA DR DURANTE LA FASE DI CALIBRAZIONE E' QUELLO DI SOSTITUIRE I BAD PIXEL O MALFUNZIONANTI CON VALORI OTTENUTI DAL VALORE MEDIO DEL SEGNALE DEI PIXEL ADIACENTI; IN FASE DI CALIBRAZIONE VENGONO POI CREATE VARIE IMMAGINI DI "BUIO (compensazione offset) E VARIE IMMAGINI COMPLETAMENTE UNIFORMI (compensazione gain) CHE SONO UTILIZZATE PER CREARE LA MASCHERA DI CORREZIONE "FLAT-FIELD". QUESTA IMMAGINE MASCHERA VIENE UTILIZZATA PER CORREGGERE OGNI IMMAGINE ACQUISITA IN MODO DA EQUALIZZARE IL SEGNALE IN MODO UNIFORME. Unprocessed Image (RAW) (visualizzabile su AWS ed RWS) 10

11 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS: Principi Generazione Immagine Clinica Correzione Flat-Field Immagine non corretta (Uncorrected Image) Immagine corretta con Maschera Flat-Field (Raw Image/Unprocessed Image) Rif.: RSNA 2003 Course: Advances in digital Radiography Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Rif.: RSNA 2003 Course: Advances in digital Radiography 11

12 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Con che frequenza è necessario eseguire la Calibrazione Flat-Field del Flat-panel? Dipende dal rivelatore e si seguono le indicazioni del costruttore. Nel nostro caso è necessario eseguire settimanalmente il test Flat-Field in modo da rilevare se ci sono deviazioni della maschera Flat-Field memorizzate durante l ultima calibrazione, ovvero: se sono aumentati in modo eccessivo il numero di bad pixel se si sono create righe o colonne di bad pixel se si sono create ROI o raggruppamenti di pixel (Cluster) se è variato il guadagno/offset dei diodi Trattamento Immagine in Senographe 2000D Senographe 2000D Immagine GREZZA NON Corretta Immagine GREZZA Corretta (RAW) Immagine PROCESSATA Applicazione di MASCHERA di FLAT-FIELD Applicazione di ALGORITMI di VISUALIZZAZIONE 12

13 Trattamento Immagine in Senographe DS Senographe DS Immagine GREZZA NON Corretta Immagine GREZZA Corretta (RAW) Immagine PROCESSATA Applicazione di MASCHERA di FLAT-FIELD + Algoritmo FINE- VIEW (e PREMIUM VIEW) Applicazione di ALGORITMI di VISUALIZZAZIONE Trattamento Immagine in Senographe DS: Effetto sull immagine RAW di Fine-View L applicazione di Fine-View comporta un miglioramento nella definizione delle strutture di piccole dimensioni e dei contorni; ciò implica che a parità di esposizione, un immagine di un oggetto standard di plexiglass uniforme trattata con Fine-View presenta lo stesso livello di segnale di quella non trattata con Fine-View ma un livello di rumore superiore. FINE-VIEW Disabilitato FINE-VIEW Disabilitato 13

14 Trattamento Immagine in Senographe 2000D e DS Immagine GREZZA Corretta (RAW) Immagine PROCESSATA Val.Medio Contrasto: Immagine RAW Pixel Gradini del cuneo Livello Background immagine= ! Val.Medio Contrasto: Immagine PROCESSED Dati sperimentali ottenuti su Cuneo a gradini (Fantoccio SIB-PTW) Pixel Gradini del cuneo Livello Background immagine= 0.00! Trattamento Immagine in Senographe 2000D e DS I calcoli principali applicati per generare l immagine PROCESSATA sono: Rilevamento collimatore: Applica una maschera nera attorno alla zona di immagine utile, coprendo le zone che sarebbero bianche, per consentire una visione più agevole. Trasformazione semi-log: l immagine viene trasformata da lineare a logaritmica, in questo modo si agevola la manipolazione del contrasto e della luminosità, il campo dinamico viene ridotto da 16bit a 12bit, senza perdita di informazioni cliniche. Equalizzazione dello spessore: all immagine viene applicato un algoritmo di equalizzazione dello spessore, che individua il livello di grigio corrispondente ai tessuti sotto-cutanei e modifica i livelli di grigio superiori a questo, in modo da rendere visibili tutti i particolari della mammella. Contrasto Automatico: viene applicato un algoritmo che individua tramite un istrogramma dei livelli di grigio, il valore migliore del livello di luminosità (Window Level= Livello della Finestra ) e di Contrasto (WW= Ampiezza della Finestra ) Generazione LUT di visualizzazione: per ogni immagine acquisita viene generata una LUT (Look Up Table) di visualizzazione specifica, che viene associata all immagine DICOM. 1

15 Principi Fisici della Mammografia Digitale con Funzionamento del sistema di esposizione automatica AOP (STD - CNT- DOSE) Rif: G.Gennaro, C. di Maggio, et al.-aifm 2003 Principi Fisici della Mammografia Digitale: Senographe 2000D e DS Funzionamento del sistema di esposizione automatica AOP (STD - CNT- DOSE) La selezione dei parametri espositivi avviene nel seguente modo: 1. Lo spessore del seno misurato meccanicamente tramite il dispositivo di compressione determina l impostazione dell anodo (A) e del filtro (F); 2. Un area del rivelatore di 1x15 cm2 centrata rispetto all asse maggiore vicino alla parete toracica viene utilizzata durante una pre-esposizione di 15 ms per la scelta dell alta tensione di lavoro (kv); 3. Durante questa pre-esposizione il sistema AOP sceglie anche una sotto-regione di 1x1 cm2 che usa come sensore attivo per la durata dell esposizione che determina il carico (mas) durante l esposizione vera e propria.. Nella fase di acquisizione l esposizione viene interrotta quando la suddetta sottoregione, corrispondente al segnale più basso registrato (cioè alla zona a maggior contenuto ghiandolare), registra un segnale sufficiente per garantire il superamento di una soglia di rapporto segnale-rumore (SNR) predefinito. 15

16 Principi Fisici della Mammografia Digitale con rivelazione Indiretta: Senographe 2000D Motivazione della scelta della modalità AOP-STD nell esposizione clinica: la Bibliografia indica essere il migliore compromesso tra qualità immagine e dose in ingresso (ESAK) Rif: G.Gennaro, C. di Maggio, et al.-aifm 2003 Principi Fisici della Mammografia Digitale con rivelazione Indiretta: Senographe 2000D Motivazione della scelta della modalità AOP-STD nell esposizione clinica: Verifica su installazione Osp. Sassuolo e Screening MO con ACR RMI156 Parametri di esposizione selezionati per ACR RMI 156 AOP STD CNT DOSE DOSE Sistema MO S MO S MO S SCR*) MO Anodo/Filtro Mo/Rh Mo/Rh Mo/Mo Mo/Mo Mo/Rh Mo/Rh Mo/Rh kv mas ESAK(mGy) Dati sperimentali ottenuti su ACR RMI156 *)SCR: Sistema Screen-Film KODAK MInR

17 Principi Fisici della Mammografia Digitale con rivelazione Indiretta: Senographe 2000D Motivazione della scelta della modalità AOP-STD nell esposizione clinica: Verifica su installazione Osp. Sassuolo e Screening MO con ACR RMI 156 Lettura immagine non processata fantoccio ACR RMI 156 su AWS acquisito AOP Sistema Masse MO STD S con le 3 modalità AOP: MO CNT S MO DOSE S DOSE SCR*) MO Soglia minima ACR 3 Microcalcificazioni Fibre Dati sperimentali ottenuti su ACR RMI156 *)SCR: Sistema Screen-Film KODAK MInR-2000 Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE: Dose Ghiandolare Media su PMMA X-ray source Registrare set-up del sistema AEC in uso clinico (Anodo/Filtro; kv, mas) esponendo in automatico spessori di PMMA da 20 a 70mm, con step da 10mm e aggiungendo 5mm; Misurare l ESAK(mGy) con gli stessi parametri al di sotto del compressore. PMMA [20-70] mm Cortesy of G. Gennaro, INFN Padova 17

18 Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE: Dose Ghiandolare Media per PMMA La Dose Ghiandolare Media (ADG) (mgy) si calcola con la seguente formula: ADG = K * g * c * s Dove K è la dose incidente sulla superficie della mammella (ESAK) (mgy) (senza backscattering) g è un fattore di conversione tra la dose incidente e la dose ghiandolare media supponendo una ghiandolarità del 50% e uno spettro a raggi X standard (Mo/Mo) c è un fattore di conversione che corregge per differenti composizioni della mammella s è un fattore di correzione per differenti spettri a raggi X da quello standard I Limiti sono derivati dalle dosi nei sistemi schermo-pellicola Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE: Dose Ghiandolare Media per PMMA PMMA g-fact mm 30 mm 0 mm 5 mm 50 mm 60 mm 70 mm Coefficienti g HVL (mmal) NOTA OPERATIVA per la valutazione di g e c: occorre una misura dell HVL (mm Al) clinico del mammografo. PMMA c-fact Coefficienti c 20 mm 30 mm 0 mm 5 mm 50 mm 60 mm 70 mm 80 mm HVL (mm Al) Coefficienti s 18

19 Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE: L EUREF impone questi limiti per la Dose Ghiandolare Media. Variazione dei limiti di dose dall Addendum alla IV Edizione: Dosimetry Thickness of PMMA (cm) Thickness of equivalent breast (cm) Maximum average glandular dose to equivalent breasts (mgy) Acceptable level Addendum th Edition < 0.8 < < 1.3 < < 2.0 < < 2.5 < < 3.3 < < 5.0 < < 7.3 < 6.5 Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE Tabella Taratura AOP-Seno2000D Spessore plexiglas Anodo/Filtro Range mas kv SNR 25mm Mo/Mo >50 0mm Mo/Rh >50 60mm Rh/Rh >50 Tabella Taratura AOP-SenoDS Spessore plexiglas Anodo/Filtro Range mas kv SNR 25mm Mo/Mo >50 50mm Rh/Rh >50 60mm Rh/Rh >50 19

20 Principi Fisici della Mammografia Digitale con EFFICIENZA DI DOSE: Seno 2000D vs Seno DS Principi Fisici della Mammografia Digitale con 6.5 Dosimetria della Paziente: esempio su Senographe DS DGM (CC e MLO) (G.E. Senographe DS - Età anni) Limiti_accettabili_EUREFIVEdiz. Limiti_desiderabili_EUREFIVEdiz. DGM paziente DGM su plexiglass mgy Spessore Seno Compresso (mm) Proiezione #dati <mm> dev.std(mm) <DGM> dev.st(dgm) CC MLO