Origgi_CQ Mammografia digitale
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Azienda Ospedaliera Istituti<br />
Ospitalieri di Cremona<br />
Controlli di qualità su mammografi digitali diretti<br />
Daniela <strong>Origgi</strong><br />
Fisica Sanitaria, IEO - Milano<br />
Cremona, 14 maggio 2012
MAMMOGRAFIA DIGITALE<br />
DIGITAL<br />
MAMMOGRAPHY<br />
DETECTORS<br />
INTEGRATION<br />
PHOTON<br />
COUNTING<br />
Sectra<br />
INDIRECT<br />
DIGITAL<br />
DIRECT DIGITAL<br />
PHOTOSTIMULABLE<br />
PHOSHOR (CR)<br />
GE<br />
CCD<br />
CsI:Tl + a-Si<br />
INDIRECT<br />
CAPTURE<br />
FLAT PANEL<br />
a-Se<br />
DIRECT CAPTURE<br />
Hologic<br />
IMS<br />
Philips<br />
Planmed<br />
Siemens
RIVELATORE e SPETTRI
SISTEMA ANALOGICO<br />
oggetto TSRM Mammografo esposizione<br />
Sistema schermo - film<br />
rivelazione<br />
film + sviluppo<br />
acquisizione<br />
film su diafanoscopio<br />
visualizzazione<br />
radiologo<br />
Rivelazione, acquisizione e visualizzazione<br />
sono strettamente correlate poichè il film è<br />
il protagonosta in tutti i passaggi del<br />
processo
SISTEMA DIGITALE<br />
oggetto TSRM Apparecchio RX esposizione<br />
Rivelatore <strong>digitale</strong><br />
rivelazione<br />
Readout elettronico<br />
acquisizione<br />
Visualizzazione e stampa<br />
visualizzazione<br />
radiologo<br />
Le tre fasi di rivelazione, acquisizione e<br />
visualizzazione possono essere calibrati<br />
indipendentemente una dall’altra in modo<br />
tale da ottimizzare le prestazione di tutto in<br />
processo
CONFRONTO<br />
SCHERMO/PELLICOLA<br />
“contrast limited”<br />
Immagini “statiche”<br />
Unico feedback:<br />
controllo<br />
dell’esposizione<br />
Piccole differenze tra<br />
sistemi diversi<br />
DIGITALE<br />
“noise limited”<br />
Immagini “dinamiche”<br />
Molti meccanismi di<br />
feedback (elettronica)<br />
Differenze sostanziali<br />
tra sistemi diversi
CONTROLLI DI QUALITA’<br />
PROTOCOLLI
EUROPEAN GUIDELINES<br />
Courtesy of G.Gennaro
LINEE GUIDA EUROPEE<br />
DOSIMETRIA 1996<br />
Capitolo 3<br />
<strong>CQ</strong> ANALOGICO 2001<br />
<strong>CQ</strong> ANALOGICO 1996
LINEE GUIDA EUROPEE<br />
2003 2006
WORK IN PROGRESS
Linee guida CE IV ed.(2006)<br />
• Scopo principale: stabilire gli standard<br />
per screening e mammografia <strong>digitale</strong>.<br />
• Limiti riportati: ove possibile derivati da<br />
mammo S/F. Le performance del <strong>digitale</strong><br />
devono essere almeno = a S/F!<br />
• Molti limiti sono PROVVISORI
Linee guida CE IV ed.(2006)
A<br />
Linee guida CE IV ed.(2006)<br />
acquisizione<br />
Immagine RAW<br />
Gruppi Europei<br />
ACRIN DMIST trial QC<br />
QC test ditte<br />
AAPM TG 10 (CR)<br />
AAPM TG 18<br />
C<br />
visualizzazione
<strong>Mammografia</strong> Digitale<br />
<strong>CQ</strong><br />
Tubo RX<br />
<strong>CQ</strong><br />
Rivelatore<br />
<strong>CQ</strong><br />
MONITOR
Linee guida CE IV ed.<br />
1. A<strong>CQ</strong>UISIZIONE IMMAGINE<br />
GENERATORE E<br />
TUBO<br />
RADIOGENO<br />
come analogico<br />
STESSI <strong>CQ</strong><br />
Yaffe et al. (QC for digital mammography part II, Med<br />
Phys 33 (3) march 2006): generatori HF, feedback,<br />
interlocks -> stabilità output e immagine (anche SW<br />
aiuta) -> no <strong>CQ</strong> kV, solo HVL e output.<br />
CAE<br />
RICHIESTA PRESENZA
Linee guida CE IV ed.<br />
2. VALUTAZIONE Q. I.<br />
1. SOGLIA DI CONTRASTO IN<br />
MODALITA’ CLINICA<br />
2. QUALITÀ IMMAGINE PER <br />
SPESSORI<br />
N.B. sempre su immagini non processate<br />
(RAW)
RAW and PROCESSED<br />
nella radiologia <strong>digitale</strong><br />
FOR PROCESSING : immagine disponibile per elaborazioni<br />
successive, a seconda dell’applicazione, prima di essere<br />
visualizzata. Questa è la tipologia di immagine il cui contenuto<br />
numerico è più vicino al dato grezzo del pixel. Tale tipologia non<br />
assicura che la matrice di pixel non abbia subito qualche sorta di<br />
elaborazione ma esclude che la modifiche dei valori digitali siano<br />
diverse dalle procedure di correzione derivate dalla calibrazione<br />
del rivelatore (gain, offset, bad pixel, ecc.), E’ la tipologia di<br />
immagine idonea per la misura e il calcolo degli indici di qualità<br />
fisica.<br />
FOR PRESENTATION: tipologia d’immagine finalizzata<br />
all’interpretazione diagnostica. Può essere visualizzata e analizzata<br />
da un osservatore, dopo eventuali e ulteriori trasformazioni della<br />
scala di grigio (LUT) o altre elaborazioni del contrasto.<br />
<strong>Origgi</strong> D
<strong>Mammografia</strong> Digitale<br />
Prima di iniziare i <strong>CQ</strong> cercare di disabilitare tutti i possibili<br />
“processing” dell’immagine
<strong>Mammografia</strong> Digitale
Linee guida CE IV ed.<br />
3. DOSIMETRIA<br />
ANALOGICO ESAK D.O.<br />
DIGITALE ESAK ?<br />
ALARA<br />
Almeno dose non superione a S/F in<br />
termini di dose ghiandolare (AGD)
Linee guida CE IV ed.<br />
4. RIVELATORE<br />
1. FUNZIONE DI RISPOSTA IN FZ DI<br />
DOSE<br />
2. VALUTAZIONE DEL RUMORE (NOISE)<br />
3. “TESSUTO MANCANTE” VS PARETE<br />
TORACICA<br />
4. PIXEL DIFETTOSI<br />
5. OMOGENEITÀ DEL RIVELATORE<br />
6. FADING (CR)<br />
7. GHOST
Parametri<br />
NIENTE DI NUOVO RISPETTO ALL’ANALOGICO<br />
Per alcuni <strong>CQ</strong> in assenza delle pellicole usare i CR<br />
Si consiglia di coprire il rivelatore durante i <strong>CQ</strong> del tubo RX
UNIDOS<br />
1.5 Rendimento del tubo<br />
Il rendimento del tubo (RT) è espresso dal rapporto tra la<br />
• dose in aria (mGy), con camera a ionizzazione misurata a 45mm<br />
sopra il piano di appoggio del mammografo a 60 mm dal bordo<br />
toracico, senza fantoccio,<br />
• il valore del carico anodico (mAs):<br />
RT =<br />
mGy<br />
mAs<br />
camera a ionizzazione
mGy<br />
1.5 Rendimento del tubo<br />
Rendimento<br />
14,0<br />
12,0<br />
10,0<br />
y = 0,086x - 0,0341<br />
R² = 1<br />
8,0<br />
6,0<br />
4,0<br />
2,0<br />
0,0<br />
0 50 100 150<br />
mAs
1.6 Accuratezza e Riproducibilità dei kVp<br />
Riproducibilità:<br />
5 misure a 28kV → DEV.ST / MEDIA < 3%<br />
Accuratezza:<br />
Misure di kV nel range 25-30kV → ∆kV < ± 1kV<br />
L’UNFORS consente la verifica solo per il Mo/Mo.<br />
Multimetro Unfors
HVL<br />
HVL<br />
1.7 Spessore Emivalente<br />
1. Misura “classica” con filtri in Al e dosimetro<br />
2. Utilizzando la stima fatta “direttamente” dal multimetro<br />
3. Simulazione<br />
0.700<br />
0.600<br />
0.500<br />
0.400<br />
0.300<br />
0.200<br />
0.100<br />
0.000<br />
HVL W/Rh con compressore<br />
scarto max. 2.8%<br />
Multimetro: Unfors Xi Platinum<br />
Simulazione: Spectrum Processor<br />
Mammografo: IMS Giotto SDL<br />
HVL Simulato<br />
HVL Unfors<br />
20 22 24 26 28 30 32 34 36<br />
kV<br />
0.700<br />
0.600<br />
0.500<br />
0.400<br />
0.300<br />
0.200<br />
0.100<br />
0.000<br />
HVL W/Ag con compressore<br />
scarto max. 2.4%<br />
HVL Simulato<br />
HVL Unfors<br />
20 22 24 26 28 30 32 34<br />
kV<br />
4. Tabulati/pubblicati (Euref, IPEM, Boone, altri articoli…)<br />
NB: errori in HVL (es. 10%) -> errori in c e g -> errore in AGD (8-11%)
1.7 Spessore emivalente<br />
SEV<br />
<br />
S<br />
1<br />
2<br />
x <br />
<br />
2 2 x<br />
ln S2<br />
ln<br />
x0<br />
x0<br />
x <br />
ln<br />
2<br />
<br />
x1<br />
<br />
1<br />
<br />
<br />
<br />
Accettabile: kVp/100 + 0.03 ≤ HVL ≤ kVp/100 + C<br />
dove:<br />
C = 0.12 for Mo/Mo<br />
0.19 for Mo/Rh<br />
0.22 for Rh/Rh<br />
0.30 for W/Rh<br />
and kVp è il valore misurato per il relativo KVp nominale<br />
A 28kV, Mo-Mo il SEV deve essere compreso tra 0.30mm e 0.40mm
Parametri
2.1 Sistema CAE: riproducibilità a breve termine<br />
multimetro<br />
Campo di<br />
luce (linea<br />
tratteggiata)<br />
Tavolo di supporto<br />
della mammella<br />
Fantoccio test di 45 mm di spessore<br />
(forma a semicirconferenza – simulazione<br />
seno)<br />
Valore limite:<br />
DEV.ST ≤ ± 5%
2.3 Dosimetria/Sistema CAE: kerma in aria e dose in ingresso<br />
1. In modalità esposimetro automatico acquisire immagini di fantocci di diversi<br />
spessori, annotando valori kV, di mAs e l’accoppiamento anodo-filtro scelti dal<br />
CAE si consiglia di fissare la forza di compressione<br />
2. Eseguire irraggiamenti in aria impostando i parametri di tensione e carica<br />
indicati dal CAE per i diversi spessori. Misurare con un multimetro il valore di<br />
Kerma e SEV<br />
confronto<br />
ESD<br />
<br />
ESAK<br />
BSF
Dose Ghiandolare Media AGD/MGD<br />
AGD = g (HVL, thickness) * ESAK 1996<br />
Mo/Mo
Dose Ghiandolare Media AGD/MGD<br />
g: tiene conto dello spessore<br />
della mammella e del SEV del<br />
fascio impiegato<br />
(Mo/Mo-50/50).<br />
AGD = g • c • s • ESAK<br />
s: corregge per<br />
accoppiamenti<br />
anodo/filtro diversi<br />
da Mo/Mo.<br />
C:: tiene conto della percentuale<br />
di tessuto ghiandolare presente<br />
nella mammella.
Dose Ghiandolare Media AGD/MGD
2.4 Dosimetria/Sistema CAE: Dose Ghiandolare media (AGD)
2.4 Dosimetria/Sistema CAE: Dose Ghiandolare media (AGD)<br />
Dalle misure di Kerma in aria effettuate si calcola la dose ghiandolare media a una<br />
mammella standard di spessore e composizione equivalenti agli spessori di PMMA<br />
utilizzati<br />
AGD = ESAK · g · c ·s<br />
g → fattore di conversione kerma in aria-dose ghiandolare (spessore della mammella<br />
compressa, SEV, Mo/Mo, mammella composta da 50% t. ghiandolare 50% t. adiposo)<br />
c → variazioni della percentuale di tessuto ghiandolare (spessore della mammella, SEV, età)<br />
s → spettro energetico (corregge per accoppiamenti anodo/filtro diversi da Mo/Mo)
2.5 Sistema CAE: Compensazione per spessore dell’oggetto e<br />
tensione del tubo<br />
Valutazione della qualità dell’immagine in modalità automatica in funzione<br />
degli spessori di PMMA (range 20-70 mm con step di 10mm)<br />
PMMA<br />
Al 0.2 mm<br />
6 cm<br />
1 2<br />
CNR =<br />
PV(Al) - PV(bgd)<br />
(SD(Al) 2 + SD(bgd) 2 )/2
2.5 Sistema CAE: Compensazione per spessore dell’oggetto e<br />
tensione del tubo<br />
N.B. si consiglia di inserire lo<br />
spessore di Al già durante la<br />
valutazione dell’esposimetro<br />
automatico
Punto critico
Parametri
4.1 Fattore griglia<br />
1. Acquisire immagine con griglia, annotare ESD e valor medio pixel PV 0 in una<br />
ROI di riferimento ESD 0<br />
2. Acquisire due immagini senza griglia con valor medi di pixel sotto e sopra il<br />
valore ottenuto nella prima misura<br />
3. Interpolare la dose in ingresso ESD 1 necessaria ad ottenere lo stesso valore<br />
PV0<br />
Fattore<br />
griglia<br />
ESD<br />
ESD0<br />
1<br />
3
5.1 Rivelatore d’immagine: funzione di risposta
5.2 Rivelatore d’immagine: valutazione del rumore
5.3 Rivelatore d’immagine: omogeneità<br />
ROI 3 N<br />
ROI 2 O<br />
ROI 1 C<br />
ROI 4 E<br />
ROI 5 S<br />
• Valor medio pixel di ogni ROI deve differire meno di<br />
15% dal valor medio su tutta l’immagine<br />
• SNR di ogni ROI deve differire meno di 15% dal<br />
SNR mediato su tutte le ROI<br />
N.B. l’omogeneità è più critica maggiore è al<br />
dimensione del rivelatore 24x30>>18x24
Parametri
6.1 Qualità immagine: Risoluzione spaziale ad alto contrasto<br />
1. Acquisire un’immagine del fantoccio<br />
TORMAX+35mm di spessori di plexiglas in<br />
modalità semiautomatica a 28kV<br />
2. Misura di risoluzione in senso parallelo e<br />
perpendicolare all’asse del tubo<br />
3. La risoluzione deve essere maggiore o<br />
uguale a 5 coppie di linee/mm
6.2 Qualità immagine: Risoluzione spaziale a basso contrasto<br />
1. La risoluzione deve essere confrontata con il valore di riferimento, solitamente maggiore<br />
o uguale a 2.8 coppie di linee/mm
6.3 Qualità immagine: indice di contrasto e micro calcificazioni
Dall’analisi soggettiva … all’analisi automatica del fantoccio TORMAX:<br />
Software PIAAA<br />
Analisi di immagini acquisite con fantocci:<br />
TORMAX, TORMAS, TORMAM<br />
TORCDR, TOR18FG, TOQ6<br />
Indice Risoluzione Analisi di delle granularità<br />
ad performance:<br />
il riconoscimento<br />
basso alto contrasto<br />
del studio dettaglio G.Genaro et al (2007)
6.5 Ghost<br />
Residuals of previous images visible on the current image<br />
• Misurare il valore medio in 4 ROI (area 4cm 2 ) nelle posizioni 1, 2, 3 e<br />
valutare il “ghost image factor”:<br />
• Valore limite: “Ghost image factor”
6.5 Ghost in pratica
Controlli settimanali (eseguiti dal TSRM)<br />
1. Sistema CAE: riproducibilità a lungo termine<br />
Fantoccio ACR
2. Rivelatore d’immagine: flat field
3. Rivelatore d’immagine: CNR e MTF<br />
Fantoccio<br />
IQST
Controlli mensili (eseguiti dal TSRM)<br />
CAE e SNR Test<br />
• Modalità AOP (Automatic<br />
Optimization of Parameters)<br />
• Test per 2 cm, 4cm, 6cm<br />
spessori di plexiglas<br />
• Valutazione costanza dei<br />
parametri di acquisizione (kV,<br />
anodo/filtro, mAs)<br />
• Misura SNR e confronto con i<br />
valori baseline (±20%)<br />
• Misura CNR e confronto con i<br />
valori baseline (±20%)
CAE e SNR Test<br />
Controlli mensili (eseguiti dal TSRM)
THRESHOLD CONTRAST VISIBILITY<br />
FANTOCCIO CDMAM 3.4<br />
• Matrice di 205 celle quadrate contenenti dettagli circolari d’oro di spessore variabile<br />
da 2μm a 0.03 μm e diametri compresi tra 2mm e 0.06mm su uno strato di<br />
alluminio<br />
• Curve Contrasto-Dettaglio:<br />
• Maggior numero di punti rispetto alle altre curve CD<br />
• Determinata valutando le soglie di contrasto (spessore minimo visibile di oro)<br />
di ciascun dettaglio al variare del diametro<br />
www.euref.org<br />
Test 4AFC
CDMAM 3.4<br />
• Metodo soggettivo: tipicamente 3 osservatori esperti. Confronto con i valori di<br />
soglia indicati nelle linee Guida Europee.<br />
• Metodo oggettivo: software di lettura automatica CDMAM Analyser. I valori di<br />
soglia di contrasto ottenuti per ciascun diametro sono convertiti con opportuni<br />
fattori per ottenere quelli ottenibili da un osservatore umano<br />
• WWW
Grazie per l’attenzione!<br />
daniela.origgi@ieo.it<br />
Ringrazio per il materiale messomi a disposizione G.Gennaro e V.Rossetti