Rischi connessi con la produzione di immagini digitali: dose/qualità - Adriana Taddeucci
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Azienda
Ospedaliero
Universitaria
Careggi
Rischi connessi con la produzione
di immagini digitali: dose/qualità
Adriana Taddeucci
SOD Fisica Sanitaria
Azienda Ospedaliero-Universitaria Careggi Firenze
Sistemi di radiografia digitale • CR - Computed Radiography • DR (o DDR) - Direct Radiography • CCD - Coupled Charge Detector Argomenti: • Principio di funzionamento sistemi CR/DR • Elaborazione dell’immagine • Dose • Artefatti
Cos’è un’immagine digitale?
• Il digital imaging è l’acquisizione di immagini su un
computer
• L’immagine digitale è un oggetto informatico costituito
da un insieme di pixel disposti su una matrice
3
Sistemi di Computed Radiography (CR)
L’immagine latente prodotta su un supporto analogico
Esposizione viene convertita in formato digitale nella fase di lettura.
al fascio RX
Paziente Plate riutilizzabile
PSP
plate Lettore
Tubo RX
Plate esposto
Acquisizione di un’immagine CR 1) Esposizione del plate al fascio RX 2) Lettura del plate e cancellazione 3) Preprocessing 4) Processing 5) Visualizzazione – Postprocessing
Caratteristiche dei fosfori
fotostimolabili (PSP)
I fosfori fotostimolabili a memoria (PSP) sono basati sul principio della luminescenza fotostimolata.
Si possono individuare tre differenti processi fisici che caratterizzano i PSP:
• fluorescenza
• luminescenza fotostimolata
• fosforescenza
Molti composti hanno la proprietà della luminescenza fotostimolata.
I più utilizzati in radiologia sono: BaFBr:Eu2+ o BaFI:Eu2+. In mammo BaSrFBrl: Eu
I PSP durante l’interazione con il fascio X immagazzinano una significativa quantità di energia nei cristalli di cui
sono costituiti, da qui il sinonimo di “storage phosphors”, questa energia intrappolata e distribuita nel fosforo
costituisce l’immagine latente.
Il fenomeno della fosforescenza caratterizza il fading cioè la perdita spontanea di segnale utile all’interno dei
PSP..
Le misure eseguite durante il collaudo dei sistemi CR in azienda hanno evidenziato che il segnale diminuisce
di circa:
1. 10% dopo 10’
2. 14% dopo 30’
Se il fosforo è stimolato con una luce di opportuna lunghezza d’onda l’energia sarà rilasciata dando luogo alla luminescenza fotostimolata. La luce emessa in questa fase costituisce il segnale utile per la creazione dell’immagine digitale.
Lettore CR - Point scan CR reader 1) Il plate è estratto e trasportato attraverso un sistema di rulli 2) Il fascio laser stimola il plate punto per punto muovendosi riga per riga La stimolazione dei fosfori per mezzo di luce laser rossa (λ di 680 nm), dà origine alla luminescenza fotostimolata con emissione di fotoni luminosi blu (λ di 415 nm) 3) Una guida di luce raccoglie la luce convogliandola in direzione del fotomoltiplicatore (PMT) (4) Il segnale analogico proveniente dal PMT subisce un’amplificazione prima della conversione in segnale digitale (5) a livello del convertitore analogico digitale- ADC. 6) Il segnale residuo è cancellato.
Formazione della matrice digitale
La formazione di ciascun pixel della matrice digitale deriva dal campionamento del segnale analogico
proveniente da ciascun punto del plate.
- Plate translation direction
Subscan direction
Altezza (H)
Scan direction
Ampiezza (W)
- Laser beam direction
Esempio: plate 35 x 43 cm
Il campionamento (stimolazione attraverso sorgente laser) che, nel sistema Agfa per radiografia tradizionale,
avviene circa ogni 100 µm (10 pixel/mm) dà origine ad una matrice:
W = 3480 H = 4240 dimensioni immagine = 28.1 MiB
Esempio: plate 18 x 24 cm mammo
Il campionamento nel sistema Agfa per mammografia avviene circa ogni 50 µm (20 pixel/mm) dà origine ad
una matrice:
W = 3560 H = 4640 dimensioni immagine = 31.5 MiB
Elaborazione dell’immagine digitale
(CR)
Prima della visualizzazione dell’immagine a monitor, il sistema elabora i dati
raw acquisiti. Le fasi di questa elaborazione sono dette pre-processing e
processing.
Pre-processing
vengono corrette variazioni sistematiche del segnale (shading correction)
individuazione, nell’insieme dei dati acquisiti, delle informazioni pertinenti
all’esame effettuato (identification and scaling of pertinent data)
Processing
• ottimizzazione del contrasto (contrast enhancement – LUT)
• miglioramento della risoluzione spaziale (unsharp masking)
• riduzione del rumore.
Una volta visualizzata l’immagine l’operatore può fare alcune modifiche dette di
Post-processing
• annotazioni (left, right)
• rotazioni
• ingrandimento (pan zoom)
• variazione della finestra di visualizzazione ( W/C o W/L)Pre-processing: shading correction
La shading correction è l’elaborazione che corregge la disomogeneità di raccolta del segnale
luminoso lungo la scan direction dovuta alla efficienza di raccolta, da parte della guida di luce, che è
inferiore ai bordi rispetto al centro.
L’algoritmo è applicato ai “raw data”per eliminare le disuniformità in intensità del segnale.
Plate translation direction
Subscan
Scan - laser beam direction Prima della correzione Dopo la correzione
L’immagine è corretta applicando ad essa un profilo di correzione ottenuto, in fase di manutenzione e
calibrazione da parte della ditta manutentrice che espone ad un campo X noto i plate di ciascun formato.
La shading correction è necessaria a volte, per la deposizione, sulla guida di luce, di materiali che possono
provocare variazione nell’intensità del segnale raccoltoPre-processing: identification and scaling
of pertinent data
Scopo di tale algoritmo è quello di definire nell’immagine “raw” i dati pertinenti all’esame
L’algoritmo applicato è definito shift and subtract
I fase II fase III fase
Possono costituire cause d’errore in questa fase:
• la non corretta individuazione della collimazione da parte del sistema
• errori nell'individuazione dell'esame
• movimento del paziente
• presenza di strutture ad elevato contrasto (es. protesi metalliche)Erronea identificazione della collimazione
Contrast enhancement: Look Up Table La LUT utilizzata dipende da: • parte del corpo esaminata • proiezione
Errore nella selezione dell’esame
Unsharp masking
L’unsharp masking è una delle tecniche più semplici per ottenere esaltazione dei bordi e quindi maggiore
definizione
A B C D
Original image Unsharp mask High frequency Enhanced image
(Low frequencies) image
L’aspetto dell’immagine finale è influenzata da due variabili:
• Il kernel size cioè l’area dell’immagine entro la quale sono mediati i valori del pixel, il cui valore influenza le
dimensioni degli oggetti che alla fine del processo saranno esaltati.
• Il fattore di peso (f) detto enhancement factor, il cui valore solitamente compreso tra 0.5 e 2,
descrive quantitativamente l’incremento delle alte frequenze spaziali.Unsharp masking Originale I Unsharp mask
Unsharp masking
High Frequency Image
Originale I
I -Unsharp masking Originale I Enhanced image
Unsharp masking
Unsharp masking Originale I Unsharp mask
Unsharp masking
Originale I High Frequency Image
I -Unsharp masking Originale I Enhanced image
MUSICA
Multiscale Image Contrast Amplification
Nome commerciale con il quale è indicato l’algoritmo software impiegato nei sistemi CR a
marchio Agfa con cui viene eseguito il processing delle immagini acquisite.
Decomposizione dell’immagine originale in immagini a differenti frequenze spaziali
• Multiscale transform
• Contrast equalization
• Edge enhancement
• Noise reduction
• Image reconstructionMultiscale Image Contrast Amplification
Contrast equalization:: amplificazione delle piccole differenze di contrasto
riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto
Edge enhancement: esaltazione in generale dei contrasti ad alta frequenza.
L’amplificazione del contrasto è differenziata per ogni immagini decomposta, amplificando
maggiormente quelle a frequenza spaziale più alta.
Noise reduction: su ciascuna immagine decomposta è effettuata analisi dell’immagine pixel-
pixel e riduzione del rumore ad essi associatoMultiscale Image Contrast Amplification Contrast equalization: • amplificazione delle piccole differenze di contrasto • riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto intrinseco
Multiscale Image Contrast Amplification Contrast equalization: • amplificazione delle piccole differenze di contrasto • riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto intrinseco
Multiscale Image Contrast Amplification
Ricostruzione dell’immagine: immagine finale con contrasti bilanciati
e migliore visibilità dei dettagli.
Immagine Immagine finale
decomposizione originale
ricostruzione
Contrast
equalizationSistemi di Direct Radiography (DR)
Esposizione L’immagine è prodotta direttamente in formato digitale
al fascio RX all’interno del flat panel
Paziente
Flat panel detector (FP)
Tubo RXDirect Radiography (DR)
Conversione Indiretta Conversione Diretta
Fascio X Fascio X
Conversione del fotone X
in fotone luminoso
Scintillatore
Luce Fotoconduttore Conversione del fotone X
visibile a-Se in carica elettrica
Conversione del fotone Fotodiodo
luminoso in carica elettrica
a-Si
Raccolta e lettura della TFT TFT Raccolta e lettura della
carica elettrica carica elettricaConversione indiretta (a-Si)
La luce emessa dallo scintillatore (CsI) è
rivelata per mezzo di fotodiodi al silicio in una
matrice attiva a film sottile ( AMA Active
matrix array)Conversione diretta (a-Se)
Indiretta vs diretta
Lo scintillatore CsI:Tl ha un’elevata
efficienza di detezione quantica (DQE)
meno dose al paziente.
All’interno dello strato di a-Se vi è una
scarsa diffusione di luce: migliore
risoluzione spazialeDQE di alcuni sistemi
Elaborazione dell’immagine digitale
(DR)
Prima della visualizzazione dell’immagine a monitor, il sistema elabora i dati
raw acquisiti. Le fasi di questa elaborazione sono dette pre-processing e
processing.
Pre-processing
compensazione della sensibilità del FP
correzione di “difetti” strutturali “ (bad pixel – bad lines).
Processing
• aumento del contrasto
• miglioramento della risoluzione spaziale
• riduzione del rumore.
Una volta visualizzata l’immagine l’operatore può fare alcune modifiche dette di
Post-processing
• annotazioni (left, right)
• rotazioni
• ingrandimento (pan zoom)
• variazione della finestra di visualizzazione ( W/C o W/L)Pre-processing L’immagine “raw”, costituita da dati grezzi viene pre-elaborata per: • la compensazione della sensibilità (gain); • la correzione dei difetti (bad pixel e bad lines); • la corrente di buio (dark current). Importante: le mappe di correzione sono ottenute dalla calibrazione periodica del FP
Processing in un sistema DR (Aristos -
Siemens)
1. Harmonization
2. Spatial filter
3. Diamond view
Attualmente l’utilizzatore può variare la LUT, i parametri di
processing per l’armonizzazione del contrasto e per il filtro
spaziale.
Può inoltre scegliere anche se applicare il Diamond view
Vantaggi:
Possibilità di migliorare/modificare la qualità d’immagine
Ma:
Troppe variabili, rischio di perdere il controllo e ottenere una
immagine alla fine più scadente.Diamond View
E’ un algoritmo basato sulla decomposizione in frequenza analogo a MUSICA
visto per i sistemi CR
Immagine senza applicazione del diamond view diamond view - extremities diamond view – extremities high contrastDose e qualità: Film/Screen La latitudine limitata di un’accoppiata S/F costringe ad utilizzare la giusta quantità di radiazione
Range dinamico nei sistemi digitali
E’ la latitudine di esposizione, ovvero l’intervallo di esposizione utile ai fini della
formazione immagine
• Regular F/S: 16:1 (between 0.5 and 2.5 OD) (exposure yielding 2.5 OD is 16x
exposure yielding 0.5 OD)
• CR/DR: >10,000:1 (between minimum and maximum measurable scan levels)Rischio di sottoesposizione e sovraesposizione
DR Schermo/pellicola
Dose e qualità: sistemi digitali Due caratteristiche importanti dei sistemi digitali: • ampio range dinamico • possibilità di ottimizzare/migliorare la qualità dell’immagine dopo l’esposizione del paziente Questo significa che i sistemi digitali possono produrre immagini di qualità adeguata in un ampio range di livelli di esposizione! Difatti gli algoritmi di elaborazione determinano il contrasto e il brightness di un’immagine, consentendo di avere sempre un’immagine visualizzabile!! Vantaggio • drastica riduzione delle esposizioni ripetute a causa di errori nei parametri di esposizione ma • rischio di sovraesposizione ingiustificata!
CR/DR e “film density” 1/8 x E 4xE
Dose e sistemi digitali
• Nei sistemi S/F la dose e l’annerimento (DO) della pellicola sono strettamente
legati
• Nei sistemi digitali il contrasto e la brightness sono determinati dagli algoritmi di
processing, non dalla dose
• Nei sistemi digitali la dose determina il livello di rumore presente
nell’immagine
Incremento del rumoreRumore nei sistemi digitali
Rumore elettronico
Dovuto ai componenti elettronici che intervengono nella produzione dell’immagine digitale
Rumore quantico
Il rumore quantico è dovuto alla natura stocastica dei processi d’assorbimento della radiazione
incidente, per cui il numero di fotoni assorbiti varia da punto a punto del rivelatore
Rumore strutturale
Disomogeneità costruttive del rivelatore (plate – flat panel)
Rumore di quantizzazione
Durante la conversione del segnale analogico in segnale digitale si ha perdita di informazione dovuta
all’ampiezza del segnale analogico da convertire, ai bit utilizzati per la codifica di ciascun pixel e
alla frequenza di campionamento.Dose, pixel value e rumore
Nei sistemi CR Agfa il valore del segnale digitale (generalmente a 12 bit, valori da 0 a 4095) associato ad ogni
pixel si chiama SAL (Scan Average Level), e dipende dalla dose secondo la seguente relazione:
SAL = α √E
E è la dose (µGy) in ingresso al plate
α è un parametro che tiene conto della qualità della radiazione.
ROI B
1891
Il rumore si caratterizza attraverso la misura
della distribuzione dei valori digitali del
segnale (standard deviation σ)
Se il rumore quantico è prevalente allora σ = √NSNR
• La risposta dei sistemi digitali in funzione della dose si caratterizza con il
rapporto segnale rumore SNR
• Relazione univoca fra dose e SNR
160
140
120
100
60kV
SNR
70kV
80
81kV
60 90kV
100kV
40 109kV
121kV
20
0
0 5 10 15 20 25 30 35
µGy)
kerma (µ
CR Agfa MD40Problema dosimetrico nei sistemi digitali
Diversi studi hanno mostrato che il passaggio ai sistemi digitali ha molte volte
portato a un aumento della dose.
Diverse cause che concorrono fra le quali:
• perdita di feedback per il tecnico in caso di sovraesposizione (le img non
sono nere)
• apparecchi radiologici senza AEC
• il radiologo non soddisfatto quando le immagini sono sottoesposte, ma
non quando sono sovraesposte (immagini di qualità eccellente!)
• mancanza di un chiaro (ed univoco) indicatore di dose che aiuti il tecnico a
capire la quantità di dose erogata
• utilizzo da parte di alcuni costruttori della speed class in analogia con i
sistemi S/F (es. QS Agfa)
• formazione degli operatori
• conoscenza dei sistemi da parte dei tecnici delle ditte
Casi “giustificati”
Sistemi meno efficienti rispetto a S/F che richiedono dose maggiore per
ottenere la stessa qualità d’immagine (es. prima installazione dei CR a
Careggi 1998)Primi sistemi CR: esperienza Careggi
• Installati nel 1998, sistema Agfa, lettore ADC Compact, plate MD10
• Apparecchi radiologici senza AEC, tecnica manuale
• Installazione nel 2003 di telecomandati con AEC: camere tarate con livello di
dose delle accoppiate di rapidità 400 (nessuna indicazione su come tarare
l’esposimetro per i CR). [Rapidità 400: dose di 2.5 µGy per ottenere una DO netta
di 1]
• Di lì a poco la radiologia del PS era tornata a lavorare con le pellicole perché
le immagini CR erano ritenute troppo rumorose per l’imaging del torace.
⇒ Il livello di dose fu aumentato in modo da avere un livello di rumore
accettabile per il radiologo ⇒ 4.8 µGy
Ma tale livello di dose aveva una giustificazione?Perché quel livello di dose
Image
Display
Image
Processing
Radio Exposure
Control
Total X-ray
durationPerché quel livello di dose
13 cm PMMA, 109 kV 22 cm PMMA, 121 kV
(a) Image(b)
0.9 0.9 Display
CR,
CR, 4.8
prog.µGy
D SF, 2.5 µGy
Pellicola, prog. H
CR,
CR,2.5 µGy
prog.H
0.8 0.8
CR, 4.8 µGy
CR, prog. D
Image
0.7 SF, 2.5 µGy
0.7 Processing Pellicola, prog. H
IQF inv
IQF inv
0.6
0.6
CR,CR,2.5 µGy
prog.H
0.5 Radio Exposure 0.5
Control
0.4
0.4
0.3
0.3 Total X-ray
Esp. 1 Esp. 2 Esp. 3 duration Esp. 4 Esp. 5 Esp. 6Nuovo sistema CR (progetto RIS-PACS)
75kV, 1.5 mm Cu
200
180
160
140
120
SNR
100
80 MD40+ADC Compact
60 MD30+ADC Compact
MD4.0+CR85X
40 MD10+ADC Compact
20
0
0 5 10 15 20 25 30 35
µGyQualità dell’immagine Per il radiologo è basata sulla pertinenza delle informazioni presenti nell’immagine rispetto al quesito diagnostico. La qualità può essere descritta tramite alcuni parametri quantificabili, come la risoluzione spaziale, il contrasto e il rumore. Nei sistemi digitali ci sono più fasi che hanno impatto sulla qualità dell’immagine percepita dal radiologo e in modo differente (e più complesso) da quanto avveniva per i sistemi S/F. Importanza della fase di accettazione e necessità di verifiche periodiche
Radiazione scatterata
La radiazione diffusa (o scatterata):
• riduce il contrasto primario
• riduce il rapporto segnale-rumore
• aumenta con lo spessore del pz
• aumenta col campo di radiazioneRadiazione scatterata
I1 − I 2
CP =
I1
Image
Display
Di quanto viene ridotto il contrasto?
I1 I2 I1
1
C = CP ⋅
1+ R
scatterata
R=
primariaRadiazione scatterata
Quant’è la radiazione diffusa?
% %
Esame radiazione radiazione R
scatterata primaria
Torace AP 55 45 1.2
Pelvi AP 80 20 4
Pelvi LL 90-95 10-5 9 -19Radiazione scatterata
I sistemi CR sono molto sensibili alla radiazione scatterata!
X-ray Absorption Efficiency
BaFBr, 100 mg/cm²
1
Photon absorption fraction
0.8 Gd2O2S, 120 mg/cm²
0.6
0.4
0.2 BaFBr, 50 mg/cm²
0
0 20 40 60 80 100 120 140
Energy (keV)Qualità dell’immagine Per il radiologo è basata sulla pertinenza delle informazioni presenti nell’immagine rispetto al quesito diagnostico. La qualità può essere descritta tramite alcuni parametri quantificabili, come la risoluzione spaziale, il contrasto e il rumore. Nei sistemi digitali ci sono più fasi che hanno impatto sulla qualità dell’immagine percepita dal radiologo e in modo differente (e più complesso) da quanto avveniva per i sistemi S/F. Importanza della fase di accettazione e necessità di verifiche periodiche
Ottimizzazione della qualità dell’immagine Fattori che intervengono nella fase di installazione: • configurazione del PACS, delle apparecchiature relativamente alle modalità di esportazione, invio/memorizzazione • calibrazione delle ws di refertazione e delle stampanti • verifica della consistenza softcopy e hardcopy • corretta calibrazione degli esposimetri automatici Fattori che intervengono nella fase di produzione dell’immagine: • Tecnica radiografica: kV, collimazione del campo RX • Dose: utilizzare l’AEC • Utilizzo della griglia anti scattering • Corretta selezione del programma d’esame rispetto alla parte del corpo da esaminare • Conoscenza degli algoritmi di processing applicati da ogni sistema • Calibrazioni periodiche richieste dal sistema per le correzioni delle non uniformità di sistema Fattori che intervengono nella fase di visualizzazione dell’immagine: • Luminosità delle stanze di refertazione • Posizionamento delle stazioni di refertazione
Indicatore di dose CR Agfa: lgM
Altro indicatore di esposizione utilizzato dal sistema Agfa è lgM:
lgM = log(SAL2)-3.9477
lgM è il logaritmo della mediana di esposizione dell’istogramma.
Il confronto tra valori di lgM può essere effettuato solo per esami di identica tipologia e
a parità di collimazione.
LgM 2.6 LgM 1.97Indicatori di dose: aiuto! Nuova norma IEC 62494-1:2008-08 (CEI EN 62494-1:2010-09)
Artefatti di Moirè
Artefatti di Moirè
Artefatti Griglia Siemens CR reader fgrid=70 lines/cm Tgrid=143 µm laser spot~110 µm R=17 foc=125 cm
Artefatti
Segnale da
campionare
Valori
campionati
Il campionamento del segnale ad intervalli regolari (laser CR)
che sono leggermente maggiori del periodo del segnale, dà
luogo ad un segnale (sinusoide) a bassa frequenza (circa
1/10 dell’originale) ben visibile sull’immagine!
artefatti di moiréArtefatti di Moiré
Un cambiamento
dell’angolo da 0° a 2°
comporta un angolo di
24° nel pattern di moiréArtefatti di Moiré 3062x3730 pixels 540x648 pixels
Artefatti di Moiré tessuto tipo moiré
Effetto garza
Ingiallimento
Ingiallimento
Graffi
Impronte
Sovrapposizione immagini
Collimazione errata
Sporco nel lettore CR
Azienda
Ospedaliero
Universitaria
Careggi
Ho finito, grazie
Adriana Taddeucci
SOD Fisica Sanitaria
Azienda Ospedaliero-Universitaria Careggi FirenzePuoi anche leggere
