Premesse della radiologia digitale. Caratteristiche Specifiche delle A pparecchiature D igitali: A spettifisici

Transcript

1 Premesse della radiologia digitale Caratteristiche Specifiche delle A pparecchiature D igitali: A spettifisici Principali vantaggi offerti dall imaging digitale: 1. Ampio range dinamico; 2. Rivelatori ad alta efficienza (alta risoluzione di contrasto); 3. Applicazione di diverse curve di post-processing senza dover ripetere l acquisizione; 4. Varie possibilità di: visualizzare, trasferire e archiviare le immagini. Bellan Elena U.O. Fisica Sanitaria OspedaleS.Martino - Belluno Il rischio di utilizzare i protocolli di acquisizione automatici è quello di sovraesporre il paziente senza che ciò influisca negativamente sulla qualità dell immagine (grazie all ampio range dinamico del rivelatore). Sovraesposizione Migliore qualità d immagine Erogazione di dosi più elevate del necessario Caratteristiche di un immagine digitale generica Il processo di formazione dell immagine radiologica nei sistemi digitali Segnale R Immagine latente Pre-Image o Raw-Image Dimensione fisica (cm) Dimensione fisica del singolo pixel Dimensione in n di pixel Esempio: se il pixel ha dimensione di 100 µm e l immagine digitale ha dimensione fisica di 40 cm con una profondità in bit di 10, allora: Post-Image o Immagine clinica Intensità (livello di grigio/colore) del singolo pixel Servono 4000 pixel per rappresentare l immagine in una dimensione e ogni pixel possiede uno dei 1024 (=2 n bit =2 10 ) livelli di grigio/colore a disposizione. Immagine clinica ottimizzata

2 Fosfori fotostimolabili accoppiati a sistemi di scansione laser (CR: Computed Radiography) R Mammografia Interventistica Spessori di materiale alle terre-rare (ossisolfuro di gadolinio o ioduro di cesio) accoppiati a sistemi di raccolta a CCD (Charge-Coupled-Device) Esposizione del plate Lettura del plate Spessori di materiale a stato solido (telluriuro di cadmio o silicio cristallino) o a gas accoppiati a sistemi di scansione in grado di contare singoli fotoni Amplificatore Fotomoltiplicatore Dispositivi Ottici Specchio Scansione del raggio laser Sistemi a Flat-panel: spessori di selenio amorfo o ioduro di cesio accoppiati a matrice attiva di lettura formata da elementi a stato solido (DR: Direct Radiography) Emissione di luce Filtro J.A. Rowlands The physics of computed radiography Phys. Med. Biol. 47:R123-R166; Movimento del plate Materiale fotostimolabile tipico: BaFBr: Eu 2+ Risoluzione spaziale: dipende dall apertura del fascio laser di scansione ed è tipicamente di 200 µm e 100 µm per il plate standard, 50 µm per uso mammografico su sistema dedicato (Fuji FCR 5000MA poi evoluto in Fuji Profect); Indicatore di esposizione: dopo la fase di scansione del plate viene visualizzato un indice di esposizione legato all esposizione del fascio R incidente sul plate. L indice di esposizione è legato da una relazione matematica univoca alla dose in aria (e quindi legato al valore di carico espresso in mas) in ingresso all oggetto esaminato. La relazione matematica è diversa per le diverse ditte produttrici: Kodak: Exposure Index = 1000 log(esposizione in mr) FujiFilm: S(sensitivity) = 200 / esposizione(mr) Agfa: SAL = á esposizione Profondità d immagine tipica: 10 bit (1024 livelli di grigio) e 12 bit (4096 livelli di grigio). Conversione Diretta Fotoconduttore a-se Matrice TFT a-si Spessore di materiale rivelatore (a-se o CsI) Sistema di lettura elettronica per righe e colonne Conversione Indiretta Scintillatore (CsI:Tl) Matrice TFT o TFD a-si Matrice attiva di elementi per la raccolta della carica The AAPM Task Group n 10 on Computed Radiography October E.Kotter et al. Digital Radiography with large-area flat-panel detectors Eur. Radiol. 12: ; 2002.

3 Caratteristiche fisiche dei principali rivelatori commerciali a flat-panel: Tipo di rivelazione Diretta (a-se) Indiretta (CsI( CsI:Tl) Indiretta (CsI( CsI:Tl) Rivelatore Produttori DRC 1000 (Direct Radiography Corp.) Kodak-Hologic GE Revolution GE Trixell Pixium 4600 Philips-Siemens Assemblaggio monolitico monolitico 4 pannelli Dimensioni (cm) N di pixel Dimensione pixel (µm)( Spessore dello strato rivelatore (µm)( m) Profondità dell immagine (bit) L immagine rivelata possiede diversi artefatti dovuti alle varie imperfezioni del rivelatore digitale (bad pixel e difetti di risposta lungo righe e colonne della matrice d immagine). La fase di pre-processing processing permette una prima correzione dell immagine: viene equalizzato il segnale rivelato da tutti i pixel, tenendo conto delle differenze di offset (minimo segnale rivelabile da un pixel) e di gain (massimo guadagno di segnale attribuibile ad un pixel): segnale originale rivelato - offset Segnale equalizzato del singolo pixel = gain G. Borasi et al. I rivelatori per radiografia digitale: principi generali, metodi di valutazione, analisi comparata Forum Mediterraneo di Fisica Medica Lampedusa sett G. Borasi et al. I rivelatori per radiografia digitale: principi generali, metodi di valutazione, analisi comparata Forum Mediterraneo di Fisica Medica Lampedusa sett Obiettivi di un software di post-processing processing generico 1. Visualizzare in modo adeguato le differenze di attenuazione di tutta la parte anatomica esaminata (p. e. nel torace è importante riuscire a discriminare in modo efficiente polmone, addome, mediastino e ossa in un unica immagine); 2. Ottimizzare la risoluzione spaziale; 3. Migliorare il contrasto delle strutture anatomiche coinvolte nell immagine; 4. Minimizzare il livello di rumore. 1 Scelta della curva clinica (protocollo d esame) dal menu di acquisizione (DR) o nell apposito lettore (CR) Riconducibile ad un software particolare di elaborazione caricato dalla ditta produttrice che contiene informazioni di densità della parte anatomica selezionata: cheo_12e 12eD1503C16N05_01 chest Curva di densità Densità del polmone Densità Compensazione dell addome per il rumore

4 2 Operazione di Ranging (riconoscimento delle aree utili d immagine in base alla parte anatomica selezionata) 3 Analisi dell istogramma dei livelli di grigio delle aree selezionate nella fase di ranging e applicazione di una curva di gradation lineare, escludendo la parte di istogramma dove il segnale digitale è circa zero. Riconoscimento dell area del polmone Riconoscimento dell area dell addome Con questa operazione viene compressa la scala dei livelli di grigio, estraendo un valore di riferimento che servirà successivamente per adattare tutto il contenuto informativo dell immagine immagine. L operazione viene anche identificata come Ottimizzazione della latitudine. Esclusione di un area non utile 4 Applicazione di una curva di gradation non lineare chiamata LUT (look-up up-table) Con l applicazione di un protocollo clinico automatico in fase di acquisizione (DR) o in fase di lettura (CR) si ottengono immagini i risultanti con livello di grigio costante anche se il valore di carico (mas) ) in ingresso varia!!! Istogramma dei livelli di grigio adattato alla visualizzazione e alla stampa Densità ottica d uscita LUT applicata alla curva di contrasto Istogramma dei livelli di grigio compresso Densità ottica d ingresso La curva LUT sigmoidale mappa l istogramma dei livelli di grigio utile in una scala adattata ai dispositivi di visualizzazione su monitor e di stampa su pellicola.

5 Operazione di filtraggio spaziale (Spatial Filtering) Unsharp Masking o Edge Enhancement (Esaltazione dei contorni strutturali) 1 Unsharp Masking o Edge Enhancement (Esaltazione dei contorni strutturali) 1 Multiscale Filtering (Esaltazione delle principali 2 frequenze spaziali nell immagine) Immagine originale processata Filtro spaziale passa- basso Immagine originale Immagine sfumata Immagine sfumata Software ormai disponibile in tutti i sistemi CR e DR Software di proprietà di alcune ditte (MUSICA per AGFA, MFP per FUJI, UNIQUE per PHILIPS) M. Prokop et al. Principles of Image Processing in Digital Chest Radiography Journal of Thoracic Imaging 18: ;2003. Immagine originale processata 2 Multiscale Filtering (Esaltazione delle principali frequenze spaziali nell immagine) Decomposizione nelle sue frequenze spaziali fondamentali Ad ogni componente viene applicata una certa LUT La somma pesata fornisce l immagine risultante Problema di fondo: Nei sistemi CR l utente ha a disposizione soltanto l immagine dopo il post-processing quindi risulta difficile valutare le prestazioni del sistema senza avere chiara conoscenza di come avvengono i vari passaggi nel processo di formazione dell immagine. L unica possibilità è quella di valutare la risposta del sistema in termini di indice di esposizione e su immagini ottenute con la curva di minima elaborazione (curva lineare) dove il valore di segnale digitale varia con il carico in ingresso. Nei sistemi DR alcune ditte produttrici hanno scelto di mettere a disposizione dell utente sia la Pre-Image che la Post-Image, per cui le prestazioni del sistema possono essere valutate direttamente da misure sulla Pre-Image Image. La maggior parte delle ditte ha comunque deciso di mettere a disposizione dell utente solo l immagine processata: in questi casi valgono le stesse considerazioni fatte per i sistemi CR. E.G. Christodoulou et al. Phototimer setup for CR Imaging Med. Phys. 27: ;2000. E.Samei et al. Performance Evaluation of computed radiography systems Med. Phys. 28: ;2001. M. Prokop et al. Principles of Image Processing in Digital Chest Radiography Journal of Thoracic Imaging 18: ;2003. D.M. Tucker et al. The relationship between pixel value and beam quality in photostimulable phosphor imaging Med. Phys. 24: ; 1997.

6 IDEA DI FONDO: Si può misurare il parametro SNR (rapporto segnale/rumore) su fantocci di spessore standard identificando un intervallo di riferimento in cui il segnale digitale è ottimale Il rapporto segnale/rumore (calcolato come il rapporto tra il livello di grigio medio e la deviazione standard in una regione centrale sull immagine digitale grezza o ottenuta dalla minima elaborazione possibile), cresce con la dose più rapidamente per dosi basse, più lentamente per dosi alte; nei punti di lavoro standard di un sistema digitale si ha un margine di ottimizzazione. Per un determinato spessore di fantoccio e fissato un valore di kv, si eseguono misure di SNR al variare del carico (mas) sulla Pre-Image (se a disposizione dell utente) o sull immagine processata ottenuta applicando la curva di minima elaborazione (se la Pre- Image non è disposizione dell utente). E possibile diminuire la dose al rivelatore (e quindi il carico in ingresso) fino a raggiungere un livello di rumore accettabile, grazie all ampio ampio range dinamico del rivelatore. Misura del livello di grigio medio (M) e della deviazione standard (σ) da cui si calcola SNR = M / σ Esempio in: Belli et al. Il controllo automatico dell esposizione con sistemi di computed radiography (Firenze) Congresso AIFM Verona giugno 2005, Volume Atti p.630. SNR SNR riferimento Livello di rumore accettabile Aumentareladosenon incrementa il contenuto informativo nella zona dove SNR cresce poco Punto di lavoro del sistema digitale mas