DR og CT: «Fra stikkontakt til PACS»

Transkript

1 DR og CT: «Fra stikkontakt til PACS» Helge Pettersen, Haukeland Videreutdanning i Medisinsk digital 1

2 Innhold 1. Apparatet fram til strålene er sendt ut 2. Litt om teknologien bak detektorer 3. Utlesningssystemer 4. Bildekorreksjoner 5. DICOM og PACS Videreutdanning i Medisinsk digital 2

3 Bildekjeden Videreutdanning i Medisinsk digital 3

4 Bildekjeden Røntgenapparatet Består av strømgenerator, kontrollsystemer og røntgenrør Røntgenrøret Består av anode og katode Setter en spenning (kv) mellom anoden (+) og katoden (-) Akselererer elektroner fra katoden mot anoden Rørstrømmen (ma) bestemmer antall elektroner som akselereres Elektronene kolliderer med anoden, hvor røntgenstrålene skapes Videreutdanning i Medisinsk digital 4

5 Bildekjeden Røntgenrør med glassrør og roterende anode. Kulelager / glidelager til høyre. Kilde: Videreutdanning i Medisinsk digital 5

6 Anoden og katoden Elektronsky Glødetrådkrets Lav spenning skaper en sky av frigjorte elektroner rundt katoden Videreutdanning i Medisinsk digital 6

7 Anoden og katoden Elektronstråle Videreutdanning i Medisinsk digital +75 kv -75 kv En stor spenningsforskjell mellom katoden og anoden akselererer elektronene mot anoden Fokuspunktet til anoden blir truffet av elektroner med svært høy energi 7

8 Anoden og katoden Røntgenstråle Røntgenstrålen blir skapt av vekselvirkninger mellom elektronene som treffer anoden, og materialet (atomene) i anoden Videreutdanning i Medisinsk digital To typer røntgenstråling skapes: Bremsestråling av elektroner som blir bremset ned av atomene Karakteristisk stråling av elektroner som treffer elektroner rundt atomene 8

9 Produksjon av røntgenstrålene De aller fleste elektronene som treffer anoden mister energi grunnet ionisering, dvs. at de kolliderer med andre elektroner Fører til oppvarming av anoden En liten andel (ca 1 %) kommer i nærheten av en atomkjerne De får bøyd av banen sin røntgenstråler i form av bremsestråling (Youtube: P0Xi-dJskY8) slippes løs Energien til røntgenfotonene er vilkårlig, men følger en kjent fordeling Avhenger av anodemateriale og rørspenning Videreutdanning i Medisinsk digital 9

10 Produksjon av røntgenstrålene I tillegg får vi karakteristisk stråling (Youtube: n9fklbaktey) Litt atomfysikk: Elektronene er ordnet rundt atomkjernen i en stigeformasjon Om et høyenergetisk elektron fra katoden treffer et elektron på bunnen av stigen, vil den få nok energi til å hoppe opp ett trinn Etter en svært kort tid vil elektronet falle ned igjen til bunnen av stigen I prosessen vil et røntgenfoton slippes ut Har en bestemt energi som er lik «trinnhøyden» til stigen Trinnhøyden er bestemt av anodematerialet Videreutdanning i Medisinsk digital 10

11 Figure: Australian microscopy and microanalysis research facility Videreutdanning i Medisinsk digital 11

12 Scintillatoren Røntgenstrålene som slipper gjennom pasienten inneholder informasjon om anatomi. For å være nyttige må de først omformes til synlig lys For hvert røntgenfoton med høy energi, omformer scintillatoren (ev: fosforen) dem til tusenvis av synlige fotoner med lav energi Intensiteten til det synlige lyset er proporsjonal med røntgenstrålene Høy-energetiske fotoner (røntgen) Scintillator Lav-energetiske fotoner (lys) Detektor Videreutdanning i Medisinsk digital 12

13 Detektoren En detektor / sensor omformer det synlige lyset til et digitalt signal Synlig lys Fotodiode Elektroner Forsterker Flere elektroner Analog-til-digital Digitalt signal Etterbehandling Ferdig bilde Videreutdanning i Medisinsk digital Høy-energetiske fotoner (røntgen) Scintillator Lav-energetiske fotoner (lys) Detektor 13

14 Fysiske prinsipper Videreutdanning i Medisinsk digital 14

15 Halvledere Nuclear Safeguards Education Portal (2013) Halvledere: I utgangspunktet et isolerende materiale som ikke leder strøm. Små forstyrrelser gjør at elektroner og «elektronhull» dannes De kan bevege seg fritt og leder strøm Forstyrrelse: Røntgenfoton, elektron osv. Videreutdanning i Medisinsk digital 15

16 Slike forstyrrelser gjør halvledere utmerket til detektorer Kan styre de frigjorte elektronene med et elektrisk felt mot en strømmåler Halvledere De frigjorte elektronene måles som et strømsignal Likevekten er hurtig gjenskapt Nuclear Safeguards Education Portal (2013) Videreutdanning i Medisinsk digital 16

17 Scintillatoren Scintillatoren består av en krystall ofte caesium iodid (CsI) eller Gadolinium Oxysulfid som er dopet (tilsatt små mengder) med en aktivator Skriver som CsI:Tl (Thallium) Andre materialer er også tilgjengelige: Fra CaWO4-støv (oppdaget i 1896, brukt fram til 1970-tallet) til organiske plast-scintillatorer. Videreutdanning i Medisinsk digital 17

18 Derenzo et al. / Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 505 (2003) Videreutdanning i Medisinsk digital 18

19 Scintillatoren 1. Et innkommende foton slår løs flere elektron-hull-par Comptonspredning og f.e. effekt I hvert sitt «bånd» i halvlederen, så de er separert Nikl M. Meas. Sci. Technol. 17 (2006) R37-R54 2. De vandrer tilfeldig rundt til de finner en aktivator En dårlig produsert scintillator fanger mange elektroner eller hull i denne prosessen, som reduserer effektiviteten 3. Aktivatoren slipper ut synlig lys når den blir truffet Ved at elektron-hull-paret blir gjenforent og omdannet til lys Spesielt CT trenger hurtige scintillatorer Videreutdanning i Medisinsk digital 19

20 Scintillatoren Wang & Blackburn (2000) E. L. Nickoloff (2011) Videreutdanning i Medisinsk digital 20

21 Strukturert vs. ustrukturert scintillator En ustrukturert scintillator tillater lyset å vandre, og oppløsningen blir lavere Søylestruktur guider lyset rett ned Lança, L. and A. Silva (2009) Videreutdanning i Medisinsk digital 21

22 Viktige egenskaper for en god scintillator God utnyttelse av det røntgenfotoner: Mange lysglimt produsert for hvert foton Hvor godt den stopper røntgenfotonene. Avhenger av Z-tallet til materialet. CsI stopper 64 % av en stråle på 1.9 cm Hvor raskt den sender ut lys og er klar for neste foton Spektralmatching mellom fotodiode (kommer) Kjemisk stabilitet og hvor godt den tåler mye stråling Linearitet Etterglød (afterglow) kan man se konturene fra forrige bilde? 22

23 Fotodioden Fotodiode: Omformer lys til elektrisitet: Er i effekt et solcellepanel Brukes bak scintillatorene for å konvertere synlig lys til et elektroner 1. Det synlige lyset treffer dioden, og skaper et elektron-hull-par 2. En anode og katode skaper et elektrisk felt, og med nok frigjorte elektron-hull-par går det en strøm gjennom dioden 3. Strømmen måles, og er proporsjonal med lysintensiteten 4. Siden strømmen er svak, brukes forsterkere Videreutdanning i Medisinsk digital 23

24 Fotodioden Både fotodioder og scintillatorer er effektive innenfor bestemte energiområder Om scintillatoren sender ut ultrafiolett lys, har da fotodioden høyest effektivitet i det samme energiområdet? Må matche scintillator (CsI og ZnCdS:Ag i figuren) og fotodiode (SbCs 3 ) Wang J and Blackburn T. AAPM/RSNA Physics Tutorial for residents. X-ray Image Intensifiers for Fluoroscopy. RadioGraphics Videreutdanning i Medisinsk digital 24

25 Fotodioden Videreutdanning i Medisinsk digital Webb, S. and M. A. Flower (2012) 25

26 Utlesningssystemer De forskjellige detektorteknologiene skilles gjennom Hvordan røntgenstrålene omformes til lys Scintillator: Størrelse, hastighet, effektivitet Direkte: Røntgenstrålene omformes direkte til et elektrisk signal, men med dårligere effektivitet Utlesningssystemet: Hvordan et signal i «antall elektroner» overføres til et digitalt signal Hvor det skjer (utenfor detektoren, ved hver piksel, under pikselen på et separat brett, ) Hvilke komponenter som behøves (Forsterkere? ADC?) Hvilken informasjon som lagres (Antall fotoner eller total ionisering? Energi per foton?) Videreutdanning i Medisinsk digital 26

27 Utlesningssystemer Eksempler på utlesningssystemer (kommer mer i detektorbiten) Film: Ingen elektronikk, kjemisk framstilling av bildet. CR: Ekstern utlesning i etterkant av bildeopptak. Elektronikken ligger i CR-leseren CCD: Passive piksler som kun samler opp elektroner. En «bøttebrigade» dytter elektronene mot en sentral utlesningselektronikk i hjørnet TFT: Passive piksler som alle er koblet til elektronikk. Eksterne forsterkere osv. Må lese hele bildet på én gang. CMOS: Aktive piksler med egne forsterkere og elektronikk. Kan lese enkeltpiksler. Bump bonding: Pikslene leses nedover til et eget kretskort i stedet for utover langs pikslene. Høy fill factor og datarate. Videreutdanning i Medisinsk digital 27

28 Utlesningssystemer CT: Bruker TFT eller CMOS. Forskjellen ligger i hvordan signalet sendes videre Enorme datamendger: Så mye etterbehandling som mulig før data sendes videre «300 millioner målte verdier per gantryrotasjon» I stedet for en kabel fra detektor til datamaskin, samles data på et roterende gantry: Roterende koblinger eller trådløs overføring av data Videreutdanning i Medisinsk digital 28

29 Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 29

30 Rowlands, J. Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 30

31 Rowlands, J. Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 31

32 Rowlands, J. Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 32

33 Rowlands, J. Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 33

34 Rowlands, J. Eksempel: TFT Videreutdanning i Medisinsk digital 34

35 Bildebehandling fra utlesningssystem til skjerm Videreutdanning i Medisinsk digital 35

36 Bildebehandling Signalet som kommer fra detektoren kan brukes som et ferdig bilde Det er likevel flere feil som må rettes og kalibreres ut før det har noen diagnostisk verdi Gjøres gjennom kalibrering på fabrikken og underveis i levetiden til detektoren Avvik og ugyldig kalibrering sees som artefakter Enkelte kalibreringer bør gjøres ofte Luftkalibrering i CT Videreutdanning i Medisinsk digital 36

37 Bildebehandling fra utlesningssystem til skjerm Elektronisk «bias»: Elektronisk støy og systematiske feil i detektoren. Fix: Subtrahere et bias-bilde Videreutdanning i Medisinsk digital 37

38 Bildebehandling Mørk strøm («dark current» eller «dark noise») fra ustabile detektorelementer, med elektronbrønner som gir utslag uavhengig av signal. Fix: Forsvinner ved litt dose / statistikk Videreutdanning i Medisinsk digital 38

39 Bildebehandling Flatfelt: Alle pikslene har ikke samme effektivitet, så et helt homogent røntgenfelt oppfattes ikke slik. Fix: Korrigere med et bilde hvor detektoren er bestrålt. Videreutdanning i Medisinsk digital 39

40 Bildebehandling Døde piksler: Ingen respons eller full repons fra enkeltpiksler eller områder. Fix: Vite hvor de er, og bruke et median-filter for å gi dem en fornuftig verdi. Vidal M and Amigo J, Pre-processing of hyperspectral images. Essential steps before image analysis. Chemometrics and Intelligent Lab. Sys.117 (2012), Videreutdanning i Medisinsk digital 40

41 Eksempler fra «virkeligheten» Som mottatt digitale detektorer har «alltid» døde piksler og linjer Videreutdanning i Medisinsk digital 41

42 Gain korrigert med dark field-bilde Korrigerer for mørk strøm Offset korrigert med bright field-bilde Korrigerer for flatfelt Videreutdanning i Medisinsk digital Figurer: John Rowlands 42

43 Døde piksler og hele linjer fjernet ved å interpolere rundt dem, etter kjennskap til hvor de er Dårlige linjer og punkter tatt vekk gjennom interpolering Videreutdanning i Medisinsk digital 43

44 Ferdig korrigert med histogramharmonisering Bildet lagres og sendes til bildearkivsystemet PACS. Videreutdanning i Medisinsk digital 44

45 DICOM og PACS DICOM og PACS er svært viktige IT-verktøy i digital medisin DICOM: Digital Imaging and Communications in Medicine En standard som forteller om hvordan bilder skal lagres hvilken tilleggsinformasjon som skal følge med Hvordan modaliteten skal snakke med RIS / PACS PACS: Picture Archiving and Communications System En arkiveringsplattform bygget på DICOM-standarden Videreutdanning i Medisinsk digital 45

46 Informasjon om filen Innhold i en DICOM-fil Dicom Tag ID Dicom Tag navn Dicom Tag innhold Når og hvor og av hvem ble bildet tatt? Om pasienten Opptaksparametere (fysikermat) Videreutdanning i Medisinsk digital 46

47 Og selvsagt bildet: Innhold i en DICOM-fil En serie kan inneholde tusenvis av bilder: Som kobles sammen av DICOM-tagger som er unike for undersøkelsen / bildeserien Videreutdanning i Medisinsk digital 47

48 Til slutt: Nettverksflyt mellom modalitet og PACS Videreutdanning i Medisinsk digital 48

49 Kilder J. Wang, T. J. Blackburn (2000). The AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents, X-ray Image Intensifiers for Fluoroscopy. London, Hodder Arnold. E. L. Nickoloff (2011). The AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents, Survey of Modern Fluoroscopy Imaging: Flat-Panel Detectors versus Image Intensifiers and More. Radiographics 2011; 31; Rowlands, J. Flat Panel detectors for medical x-ray: Physics and Technology. Sunnybrook and Women s College Health Sciences Center, University of Toronto. Rowlands, J. A. (2002). "The physics of computed radiography." Phys Med Biol 47(23): R Chotas, H. G., et al. (1999). "Principles of digital radiography with large-area, electronically readable detectors: a review of the basics." Radiology 210(3): Eigen, G. (2010). Course notes from «Experimental methods in nuclear and particle physics». Institute for Physics and Technology, University of Bergen. Videreutdanning i Medisinsk digital 49

50 Kilder Litke, A. M. and A. S. Schwarz (1995). "The Silicon Microstrip Detector." Scientific American 272(5): Kondo, T. et al., Construction and performance of the ATLAS silicon microstrip barrel modules, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment, Volume 485, Issues 1 2, 1 June 2002, Pages 27-42, ISSN , /S (02) Lawinksi, C. Advances in Digital Imaging Technology, Course Diagnostic Radiology and CT, The Royal Marsden Hospital Weisfield, R. L. «Large-Area Amorphous Silicon TFT-based X-ray image sensors for medical imaging and non destructive testing», dpix LLC, Palo Alto, CA. Nuclear Safeguards Education Portal (2013). "Semiconductor Detectors." Basic Radiation Detection. Retrieved 21 April, 2013, from Videreutdanning i Medisinsk digital 50

51 Kilder Webb, S. and M. A. Flower (2012). Webb's physics of medical imaging. Boca Raton, Taylor & Francis. Lança, L. and A. Silva (2009). "Digital radiography detectors A technical overview: Part 1." Radiography 15(1): Mahesh, M. (2004). "AAPM/RSNA physics tutorial for residents: digital mammography: an overview." Radiographics 24(6): Pfeiffer, D. (2007). Digital Mammography Update: Design and Characteristics of current systems. Videreutdanning i Medisinsk digital 51

52 Digitale detektorer (og tre ark om CT) Helge Pettersen, Helse Bergen 1

53 Innhold 1. Hva er en detektor? Hva er en god detektor? 2. Gjennomgang av detektorteknologi fra film til DR (til Higgs-bosonet) 3. Hva med CT? 2

54 Hva er en detektor? 3

55 Hva er en detektor? Røntgenstrålene som slipper gjennom pasienten må måles Moderne utstyr bruker digitale detektorer Enten slike som finnes i vanlige digitale kameraer (CCD / CMOS), eller mer avanserte utgaver (flatdetektor) 1. Strålene går gjennom en scintillator som omformer røntgenstrålene til synlig lys og forsterker dem 2. De treffer en detektor som omformer det synlige lyset til digitale signaler Scintillator Detektor 4

56 Hva trenger en detektor? Sensitivitet eller deteksjonseffektivitet Bra signal-til-støy-forhold Oppløsning i: Posisjon det vi vanligvis mener med oppløsning Energi for fotontelling Tid CT Egenskaper som dødtid mellom hver telling Sensor, utlesningselektronikk, datainnsamlingssystem 5

57 Den ideelle detektoren Ikke én spesiell teknologi, men heller applikasjonsdrevet Viktige faktorer: FOV / størrelse Uniform respons (så den holder seg kalibrert osv.) Lav dose Kostnad 6

58 Film og digital Film, CR og DR handler om de samme prinsippene: Fang inn røntgenstråler ved å omforme dem til noe som kan måles Djevelen er i detaljene, i dette tilfellet utlesningsprinsippet Rowlands (2002) 7

59 Klassifisering av detektorer Pixel (pitch): Pikselstørrelsen: Hvor stor er hver separate detektorenhet? Verdier fra 30 µm (30 µm x 30 µm) til 200 µm er vanlige. Fill Factor: Hvor stor del av pikselen er sensitiv for fotoner? Størrelse på detektor: Bør kunne avbilde all interessant anatomi. Matrisestørrelse: Antall piksler i vertikal og horisontal retning Opp til 4500 x 6000 piksler 8

60 Fill Factor R. Weisfield et al., Performance analysis of a 127-micron pixel large- area TFT/photodiode array with boosted fill factor. dpix tech paper

61 Eksempler Matrisestørrelse: Størrelse på detektor: Pixelstørrelse: 4x4 4 mm x 4 mm 1 mm x 1 mm 2x2 2 mm x 2 mm 1 mm x 1 mm 8x8 4 mm x 4 mm 0.5 mm x 0.5 mm 4x4 2 mm x 2 mm 0.5 mm x 0.5 mm 10

62 Klassifisering av detektorer Type detektor CCD, TFT med a-si, TFT med a-se, fotonteller, Type scintillator CsI:Tl mest brukt og har høy effektivitet Gadolinium Oxysulfid (GOS) er billigere og lettere å tilpasse 11

63 Forskjellige scintillatorer 12

64 Klassifisering av detektorer Dynamisk rekkevidde: Minimums- og maksimumsdose for lineær respons i detektoren MTF, DQE: Matematiske mål på oppløsning og detektoreffektivitet Kostnad 13

65 Dynamisk rekkevidde Latityde eller dynamisk rekkevidde er området en detektor har lineær (eller logaritmisk) doserespons Eksempel: 0.1 µgy til 10 mgy Mellom 0.1 µgy og 10 mgy svarer en doseforskjell på 1 µgy til f.eks. 15 pikselverdier Et signal på 80 µgy registreres i detektoren som det dobbelte av 40 µgy Under 0.1 µgy vil elektronisk støy gjøre at signalet ikke synker med dosen Over 10 mgy vil detektoren mettes, og en økning i dosen registreres ikke korrekt 14

66 Dynamisk rekkevidde 15

67 Gjennomgang av forskjellig detektorteknologi 16

68 Oversikt over detektortyper Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 17

69 Film Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 18

70 Computed Radiography Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 19

71 Computed Radiography Basert på fenomenet fotostimulerbar fosforescens Samme form og virkemåte som film Røntgenfotoner vekselvirker med fosfor-laget Det er en spesiell type fosfor, lagringsfosfor, som ikke omformer alle fotonene med én gang Den gjenstående energien er fanget i fosfor-laget Typisk fosfor: Barium Fluorohalid, dopet med Europium (Eu 2+ ) Lyset fanges i «F-sentre» skapt av Eu +2 20

72 Computed Radiography Ved å tilføre systemet energi, vil de fangede elektronene gi fra seg blått lys Stimulert fosforreaksjon En rød laser skannes over CR-platen for å tilføre den nødvendige energien Det blå lyset fra fosforen blir forsterket og digitalisert Platen belyses av en kraftig lyskilde for å gjøre den klar for en ny eksponering Oppløsningen styres av hvor hurtig laseren beveger seg Hvor lang tid det skal ta å lese platen 21

73 Computed Radiography 22

74 Computed Radiography Rowlands (2002) 23

75 «Fordeler med CR» I forhold til film Høyere dynamisk rekkevidde (mer tolerant for gale eksponeringsverdier) Bedre DQE Enklere å behandle bildene digitalt Men Dårlig oppløsning (5-10 lp/mm, mot 15 lp/mm i film) DR er bedre enn CR på de fleste områder Legg merke til at CR alltid blir sammenliknet opp mot film 24

76 Direkte og indirekte digitale systemer 25

77 Digitale systemer Kan dele inn digitale systemer i to: 1. Måle hvert enkelt foton slik det treffer detektoren og skaper et signal: Fotontelling Svært lite bildestøy 2. Måle det totale signalet i hvert detektorelement etter hver opptellingstid: Integrerende detektorer Hurtige (ms til s opptellingstid) Eksempler er CCD og TFT Av integrerende detektorer har man direkte og indirekte systemer 26

78 Digitale systemer Indirekte systemer: Må omforme fotonene til synlig lys før de kan leses av En scintillator (fosfor) gjør den jobben Består ofte av CsI (Caesium Iodid) tilsatt små mengder natrium Røntgenfotonene treffer søylekrystallene, og konverteres til lys Ca lysfotoner for ett røntgenfoton Lyset treffer så detektoren, hvor det omformes til elektroner Elektronene fanges i en elektronbrønn, før de leses ut etter opptellingstiden 27

79 Direkte systemer Direkte systemer: Det skapes aldri synlig lys En halvleder omformer røntgenfotonene direkte til elektroner Amorft Selenium er en slik halvleder Elektronene måles direkte av en elektronisk utleser TFT er en slik utleser 28

80 Tre systemer for å lese ut signalene CCD / CMOS Indirekte flatdetektor (TFT a-si) Direkte flatdetektor (TFT a-se) 29

81 Si strip (Microstrip detector) Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 30

82 Microstrip Detector Forgjenger til CCD-brikken Partikkel flyr gjennom et silisium-lag, og frigjør elektron-hull-par Elektronene treffer aluminiumstråder, som er koblet til utlesningsutstyr Vet hvilken tråd partikkelen traff Litke and Schwarz (1995) 31

83 Microstrip Detector som Higgs boson-jeger Kondo et al. (2002) ATLAS Experiment 2005 CERN 32

84 CCD Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 33

85 Detektorsystemer CCD Charge Coupled Device (CCD) er bygget på samme prinsipp Fotonene omformes til synlig lys av en scintillator Synlig lys slår løs elektroner i halvlederen, som dirigeres mot 2-dimensjonale elektronbrønner i overflaten Én piksel består av tre ulike kretser med forskjellig spenning Elektronbrønn Oppbyggingen av en CCD-brikke 34

86 Detektorsystemer CCD Hver piksel består av 3 kretser Ordnet slik at et elektron er fanget av spenningsforskjeller mellom I 1, I 2 og I 3 Fysiske vegger i horisontal retn. Leser ut ved å rullere på kretsene I 1 3 én og én nedover Foton Den nederste raden med elektronbrønner leses horisontalt på samme måte Én og én piksel Pikselstørrelse 22 x 22 µm Eigen (2010) Utlesning 35

87 Detektorsystemer CCD Elektronbrønn Dannes ved å plassere tre strømkretser etter hverandre ( + ) + Signalet leses ut ved å rullere spenningen langs alle elektronbrønnene: bildet «dyttes» nedover Eigen (2010) 36

88 Detektorsystemer CCD Link til animasjon: 37

89 CCD-detektor Mahesh (2004) 38

90 CCD med skannende detektor Én måte å lage en CCD med stor detektor er å lage en «CCD-stav» som beveger seg lateralt langs brystet Tidligere Fischer SenoScan Mahesh (2004) 39

91 a-si med TFT Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 40

92 Detektorsystemer TFT En av ulempene med CCD er størrelsen den dekker ikke hele strålingsfeltet Må enten dele opp detektoren i mange små CCD-brikker, eller koble scintillatoren til en mindre CCD-brikke med fiberoptikk I tillegg er utlesningssystemet tungvint Kan bare lese ut én og én piksel ved å flytte rader og kolonner én etter én Pikslene er «passive», dvs. at de ikke er tilkoblet noe elektronikk 41

93 Indirekte digitale systemer (TFT) TFT: Tynnfilm-Transistor Også kalt for Active Matrix Array eller flatdetektor Både direkte og indirekte systemer kan være basert på tynnfilm-transistor I motsetning til CCD er hver piksel aktiv elektronikk ved hver piksel Kan lese av én og én rekke Den mest effektive teknologien på markedet utnytter store deler av informasjonen 42

94 TFT lokalt eksempel Detektoren på RA lab 1 Canon CXDI-40G Bruker Gadolinium Oxysulfid (GOS) som scintillator. Mindre sensitiv enn cesium iodid Billigere Canon CXDI-40C bruker cesium iodid 43

95 Detektorsystemer TFT Tynnfilmtransistoren (TFT) er dataavlesningen, og har ikke med omforming av røntgenstråler til lys eller den videre omformingen til elektroner Kan lese separate linjer mye raskere enn CCD Mer elektronikk ved hver piksel Består av: Strømforsyning Bias-krets: Nødvendig for å lese ut signal Datautlesning Kilde-gate-sluk 44

96 TFT indirekte med a-si Forklaring av bildet: Fosforen (CsI:Tl) omformer røntgenfotonene til synlig lys Fotodioden (a-si) omformer det synlige lyset til elektroner TFT-brikken styrer strømmen av elektroner fra fotodioden ut i resten av elektronikken Webb, S. and M. A. Flower (2012) 45

97 TFT direkte med a-se 46

98 Seibert J. Flat Panel Detectors: How much better are they? Pediatr. Radiol. (2006) 36 (Suppl 2):

99 a-se med TFT Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 48

100 Direkte digitale systemer En av hovedfordelene med direkte digitale systemer er at det er færre ledd i bildekjeden Scintillatorer (indirekte systemer) har ofte lav virkningsgrad: Ikke alle røntgenfotoner blir konvertert til lys I tillegg spres lyses i scintillatoren Fotoledere er materialer som tillater en svært stor grad av fotoelektrisk effekt Slipper å gå omveien om scintillatorer Ingen spredning av lyset 49

101 TFT direkte digitale systemer Det er ikke så mange produsenter av direkte digitale systemer Selenia DirectRay av Hologic er én (for mammografi) DirectRay av Hologic, Mahesh (2004) 50

102 TFT direkte digitale systemer Seibert (2005) 51

103 TFT direkte digitale systemer Slike systemer har svært høy MTF grunnet Liten spredning i signalet når det har nådd fotolederen God detektor Det er derimot lavere effektivitet i a-se enn fotodioder og fosforer, så direkte systemer har ofte lavere DQE Liten pikselstørrelse spiller også inn 52

104 TFT direkte digitale systemer Seibert (2005) 53

105 CMOS Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 54

106 Detektorsystemer CMOS CMOS: Complementary Metal-Oxide Semiconductor Også kjent som «Active Pixel Sensor» Fotodiode koblet til forsterker på hver piksel Hver piksel kan leses ut separat! Lavere elektronisk støy Rowlands, J. 55

107 Detektorsystemer CMOS Kan lettest sammenliknes med CCD Kobles til et fosfor Billigere i produksjon enn CCD Lavt energiforbruk Kan prosessere data på selve chipen Liten pikselstørrelse (under 50 µm) Samme egenskaper som CCD: Støynivå, dynamisk rekkevidde Og: Høy DQE Rowlands, J. 56

108 Framtidens detektorsystemer Analogt Film Bildeopptak Computed Radiography CR-plater CCD Digitalt Integrerte digitale systemer Indirekte: Fosfor Integrering CMOS TFT a-si TFT a-se Etter Lawinski (2013) Direkte: Ingen fosfor Fotontelling Si-strip Gassdetektorer 57

109 Framtidens detektorsystemer To teknikker som kommer til å komme i framtiden er Fotontelling: Måler hvert eneste foton i stedet for å måle total intensitet over et tidsrom Multispektral fotontelling: I tillegg til å måle hvert foton, måles også energien til hvert foton 58

110 Detektorsystemer fotontelling Fotontelling finnes i (mammo) Philips MicroDose (2003): Består av en Si-strip detektor (som nevnt tidligere) som skanner over objektet Får gode DQE-verdier grunnet lav elektronisk støy og god kontroll på spredt stråling Med integrerende detektorer måler man total intensitet Vanskelig å si hvor mange fotoner som har truffet hver piksel: Avhenger av energi, absorbsjonssannsynlighet, Her: Teller hvert eneste foton som treffer detektoren 59

111 Detektorsystemer fotontelling I tillegg til å bruke Si-stips bruker svenske Xcounter en gassdetektor for å måle individuelle fotoner Bruker kjente prinsipper fra høyenergifysikk som «elektronskred» (avalanche) i gassen, hvor ett enkelt elektron utløser flere milliarder ioniseringer i gassen 50 µm oppløsning Signifikant dosereduksjon 60

112 Detektorsystemer multispektral fotontelling Attenuasjonen i vev avhenger av foton-energien Er det ikke da optimalt å måle energien til det enkelte fotonet? Da får man mye mer informasjon I framtiden ønsker man å bruke detektorer som klarer nettopp dette: CdZnTe (cadmium sink tellurid) MediPix 3 (utvikles ved CERN) MediPix RX 61

113 Hva med CT? Detektorer for CT har andre krav Mye større pixel pitch (0.3 mm i CT mot 0.1 mm i vanlig DR) Hurtigere (avhenger av scintillatoren) Mindre detektorenheter (ca 12 cm i CT mot 45 cm i DR) Welcome to the CT Detector Center, Siemens Healthcare

114 Hva med CT? Fram til rundt 2000 ble Xenon (gass)-detektorer brukt Mange små ionisasjonskamre Samme teknikk som med halvledere, men gass er mindre stabilt enn fast materiale 63

115 Hva med CT? Welcome to the CT Detector Center, Siemens Healthcare

116 Hva med CT? Prinsippene er fortsatt de samme: Et raster slår vekk spredt stråling Hurtig scintillator Fotodiode Elektronikk Mange detektorer, mange kanaler og høy repetisjonsrate: Datamengden er enorm i forhold til DR >1 DVD / sek Welcome to the CT Detector Center, Siemens Healthcare

117 Kilder J. Wang, T. J. Blackburn (2000). The AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents, X-ray Image Intensifiers for Fluoroscopy. London, Hodder Arnold. E. L. Nickoloff (2011). The AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents, Survey of Modern Fluoroscopy Imaging: Flat-Panel Detectors versus Image Intensifiers and More. Radiographics 2011; 31; Rowlands, J. Flat Panel detectors for medical x-ray: Physics and Technology. Sunnybrook and Women s College Health Sciences Center, University of Toronto. Rowlands, J. A. (2002). "The physics of computed radiography." Phys Med Biol 47(23): R Chotas, H. G., et al. (1999). "Principles of digital radiography with large-area, electronically readable detectors: a review of the basics." Radiology 210(3): Eigen, G. (2010). Course notes from «Experimental methods in nuclear and particle physics». Institute for Physics and Technology, University of Bergen. 66

118 Kilder Litke, A. M. and A. S. Schwarz (1995). "The Silicon Microstrip Detector." Scientific American 272(5): Kondo, T. et al., Construction and performance of the ATLAS silicon microstrip barrel modules, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment, Volume 485, Issues 1 2, 1 June 2002, Pages 27-42, ISSN , /S (02) Lawinksi, C. Advances in Digital Imaging Technology, Course Diagnostic Radiology and CT, The Royal Marsden Hospital Weisfield, R. L. «Large-Area Amorphous Silicon TFT-based X-ray image sensors for medical imaging and non destructive testing», dpix LLC, Palo Alto, CA. Nuclear Safeguards Education Portal (2013). "Semiconductor Detectors." Basic Radiation Detection. Retrieved 21 April, 2013, from 67

119 Kilder Webb, S. and M. A. Flower (2012). Webb's physics of medical imaging. Boca Raton, Taylor & Francis. Lança, L. and A. Silva (2009). "Digital radiography detectors A technical overview: Part 1." Radiography 15(1): Mahesh, M. (2004). "AAPM/RSNA physics tutorial for residents: digital mammography: an overview." Radiographics 24(6): Pfeiffer, D. (2007). Digital Mammography Update: Design and Characteristics of current systems. 68

120 Multi Slice CT og spiral CT Helge Pettersen, fysiker 1

121 Innhold 1.Oppbygging av CT-maskinen 2.Forskjellige teknologier 3.Piksler og voksler 4.Oppbygging av detektorene 5.Spiral CT og multi slice CT 2

122 Oppbygging av CT-maskinen 3

123 Source: imgur.com ANIMATION Introduction 4

124 Oppsett Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

125 Oppsett 6

126 De tre generasjonene 1. generasjon: Én detektor Sidebevegelse roter Blyantstråle Veldig sen i bruk, flere minutter per snitt Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

127 Cattin P, Principles of Medical Imaging, MAIC University of Basel

128 De tre generasjonene 2. generasjon: Flere detektor Tynn «fan beam» (10 ) Sidebevegelse roter Rundt 20 sekunder per snitt Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

129 De tre generasjonene 3. generasjon: Tykk «fan beam» detektorer i φ-retning Ingen sidebevegelse på røret Det oppsettet som brukes i dag Svært hurtig rotasjon: Siemens Definition Flash: 0.28 s Aquilion ONE Vision: s GE HD750: 0.35 s Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

130 «Fremtidige generasjoner» 4. generasjon: Vanskelig å vite hvor veien skulle gå, men full detektor-dekning i φ-retning kalles for 4. generasjon Ineffektiv måte å bruke dyre detektorer på Komplisert å bygge, siden detektorringen må stå i ro Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

131 «Fremtidige generasjoner» 5. generasjon: Electron Beam CT Ingen bevegelige deler En svær ringformet anode blir bestrålt av en elektronstråle «Røntgenrøret» blir nå hele maskinen Svært hurtig I dag finnes ca 100 (gamle) maskineri verden, bl.a. i Laguneparken Mohan R et al., Three-dimensional imaging in periodontal diagnosis. Utilization of conebeam computed tomography. J of Indian Soc of Periodontology (2011) 15, 1:

132 Electron Beam CT 13

133 Hvor gikk så utviklingen? Siden 3. generasjon fra 1976 fortsatt brukes, hvor har utviklingen vært? Spiralbevegelse av detektoren rundt pasienten gjør at man kan skanne kontinuerlig (1989) Flere snitt i z-retning gjør at opptaket skjer parallelt (1998) Fra 4 snitt i 1998 til 320 snitt i dag Rivende utvikling av detektorer: Raskere og mer effektiv Algoritmer for rekonstruksjon Både matematikken for å unngå artefakter med bredt strålefelt i z-retning og iterativ rekonstruksjon 14

134 Multislice CT Parameters: Table movement Multi slice-detektorer Introdusert i 1991 (2) / 1998 (4) Tillater å samle inn flere snitt i én rotasjon ImPACT group 15

135 Hvor gikk så utviklingen? Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

136 Utviklingen i antall snitt (har stoppet litt opp nå) Parameters: Table movement 2007 I dag sub-mm snitt s rotasjonstid ImPACT ImPACT group group 17

137 Piksler og voksler En 2D piksel i et CT bilde representerer en 3D voksel All data på én piksel inneholder bildeinformasjon fra 2 mm dybde Oppløsningen er ideell når den er lik i alle tre dimensjoner Altså: Når snittykkelsen er lik (aksiell) pikselstørrelse 18

138 Partial volume effect Ting å tenke på Store objekter representeres i flere snitt, og får «korrekte» verdier Små objekter fyller ikke hele snittet, og får gal CT-verdi: 19

139 Snittykkelse Små snitt har færre fotoner/mm 2 og mer støy ved samme mas Ved isotropisk oppløsning (samme snittykkelse som xy-oppløsning) kan man lage gode volumbilder Dersom opptaket er gjort med tynne snitt, kan man rekonstruere store volumer men bevare små detaljer med Maximum Intensity Projection of_dale_mahalko%27s_brain-skull.jpg 20

140 Parameters: Table movement ImPACT group 21

141 Parameters: Table movement Finere z-oppløsning: Mer støy ImPACT group ImPACT group 22

142 Oppbygging av detektorer For de første MDCT var det antall kanaler (dataoverføring), og ikke detektorer som var begrensningen Til høyre (GE Lightspeed): Velge mellom 4x1.25 mm = 5 mm 4x2.5 mm = 10 mm 4x3.75 mm = 15 mm 4x5 mm = 20 mm Med 16 fysiske detektorrader Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

143 Oppbygging av detektorer For de første MDCT var det antall kanaler (dataoverføring), og ikke detektorer som var begrensningen Adaptivt array (Philips Mx8000): Forskjellig størrelse på radene 2x0.5 = 1 mm 4x1 mm = 4 mm 4x2.5 mm = 10 mm 4x5 mm = 20 mm 2x8 mm = 16 mm 2x10 mm = 20 mm Med 8 fysiske detektorrader Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

144 Oppbygging av detektorer 25

145 Oppbygging: Moderne eksempler 26

146 Toshiba Aquilion ONE leder «kappløpet» 27

147 Parameter: Kollimering Nå: 16 cm dekning med 320 snitt Hele hjertet i én rotasjon 28

148 Bildeeksempler med forskjellig snittykkelse Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Videreutdanning i medisinsk Reconstruction digital Techniques. Radiol. 2005; 235:

149 Er det samme dose? Om man holder mas konstant vil tynnere snitt få mer støy, men dosen vil være lik Med tynne totalkollimeringer (som 4x1 mm = 4 mm i stedet for 128x0.6 mm = 76.8 mm) vil en høyere andel av strålefeltet treffe utenfor detektorene penumbra. En ekstra halv rotasjon er vanlig for å få fullt strålefelt til alle detektorene. Nye maskiner korrigerer for dette med aktive kollimatorer Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

150 Beam shaping-filter Abdomen trenger mer stråling enn armene Strålen formes med et beam shaping-filter Kan endre filteret for å tilpasse til barn / voksne: FOV Figure: Toshiba Medical 31

151 Teknikker for å øke z-oppløsningen I mange tilfeller er z-oppløsningen i det endelige bildet finere enn antallet detektorer skulle tilsi. 1. Flying focus: Fokuspunktet beveger seg kontinuerlig mellom to punkter, og alle detektorelementene treffes av en stråle fra to kilder. Da blir den effektive snittykkelsen er halvert Kan få høyere pitch uten vindmølleartefakter scanner-and 32

152 Teknikker for å øke z-oppløsningen 2. ¼ detector shift: Når gantry står ved 180 og 0, går strålene gjennom akkurat samme vev. Ved å flyttes detektoren ¼ fram eller tilbake i φ-retning etter ½ rotasjon, er detektorene flyttet ½ i forhold til hverandre ved 0 /180. Strålene går ikke gjennom samme vev, og snittykkelsen er halvert. Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

153 Dataopptak i aksial- og helikal CT Parameters: Table movement 1989 Aksial- eller sekvensiell modus Helikal- eller spiralmodus ImPACT group 34

154 Hvorfor bruker spiralbevegelse? 1. Raskere Slipper å stoppe bordet Ved å endre pitch kan hastigheten styres 2. Mindre pusteartefakter Ingen opphold mellom nærliggende snitt 3. Mer behagelig for pasienten Jevn bordforsyning uten rykk og napp 35

155 Pitch og increment Ved aksiell skanning er bordet stillestående under rotasjon. Increment: Avstanden bordet beveger seg mellom hvert snitt / rotasjon Ved helikal- eller spiralskanning beveger bordet seg jevnt Pitch: Forholdet mellom avstanden bordet beveger seg og bredden på strålefeltet Increment: Rekonstruksjonsavstanden mellom hvert snitt 36

156 Sleperinger De første gantryene var festet til CT-konstruksjonen med kabler Etter et opptak måtte gantryet «spoles tilbake» Men: Sleperinger (slip rings) festet til gantry gjør at både data og strøm overføres uten kabler Data kan også overføres trådløst Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

157 Interpolering med mange detektorer Problem: Siden strålen er vifteformet, vil ikke den ha samme utstrekning under som over A. Ett snitt: Kan lage et snitt i midten med data hele veien. B. Mange (>8) snitt): Kan ikke gjøre det! Data for ett plan fra forskjellige detektorer Mer om dette! Goldman L, Principles of CT and CT Technology. J Nucl Med Technol 2007; 35:

158 Interpolering med mange detektorer Med bredt strålefelt får man artefakter som dette i de ytre detektorradene 39

159 Gantryrotasjon φ Interpolering av data: Spirale data Aksielt opptak: Ved 0 står røret øverst og detektoren nederst. Data samles inn mens gantry roterer Ved 180 har man et halvt sinogram, hvor all data er fra samme z-posisjon Detektorader Spiralopptak: Etter en halv omdreining (180 ) har man et forvridd sinogram, hvor z-posisjonen er flyttet litt for hver gantryvinkel Det er altså ikke mulig å bruke rådataene på samme måte 40

160 Spiralt dataopptak Om man ikke bruker alle rotasjonsdata, kan man legge et bildeplan slik at det dekker rundt 240 av rotasjonen Bildeplanet er tiltet, og følger spiralen ganske bra Et (tiltet) rekonstruert kan lages fra rådata Endelige data kan interpoleres/vris Men: Avhengig av en høy pitch, uten overlappende data Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

161 Spiralt dataopptak Løsningen med lav pitch blir da å rekonstruere flere plan samtidig I stedet for at all data fra én rotasjon lager ett bilde, fordeles data utover flere bilder Etterpå kan bildene interpoleres slik at de ikke er tiltet Flohr T et al.multi-detector Row CT Systems and Image Reconstruction Techniques. Radiol. 2005; 235:

162 Interpolering Når man skal lage aksielle tverrsnittsbilder fra et spiralt datasett må man interpolere Enkelt sett ser det slik ut: Man finner middelverdien basert på avstanden mellom de to spirale datapunktene 43

163 Interpolering Med single slice bruker man de to nærmeste datapunktene Med MDCT bruker man all tilgjengelig data innenfor en bestemt avstand kalt filter width 44

164 Spørsmål? Takk! (stor takk til impact-gruppen for mange slides ) 45

165 Bilderekonstruksjon Helge Pettersen, fysiker 1

166 Innhold 1. Bildeopptak 2. Tilbakeprojeksjon 3. Hva er et filter 4. Filtrert tilbakeprojeksjon 5. Rekonstruksjonsalgoritmer 6. Iterativ rekonstruksjon 2

167 Bildeopptak Bruker en serie med 2D projeksjoner av et objekt for å regne ut formen i 3D Impact group 3

168 Bildeopptak Hva måler vi? Som vanlig, den lineære dempningskoeffisienten µ mellom røret og detektorene µ er et mål på hvor hurtig røntgenstrålene absorberes i materialet som er mellom Ved å bruke mange parallelle detektorer får man et helt dempningskart lateralt langs pasienten Impact group 4

169 Bildeopptak Dette dempningskartet svarer til én rad i rådataene, eller sinogrammet Gråtoner = høyde sinogram Ved å rotere gantry ett hakk, svarer det neste dempningskartet til neste rad i sinogrammet Derfor: En liten boks i i field of view får en sinus-form, siden den betraktes fra en ny vinkel for hver rad 5

170 Bildeopptak Resultatet av dette er sinogrammet Detektorer langs φ Gantry-vinkel φ 6

171 Rekonstruksjon Rekonstruksjonsproblemet: Hvordan danne et ferdig bilde fra sinogrammet?? 7

172 Tilbakeprojeksjon Den enkleste løsningen er: For hver rad i sinogrammet, projiser dempningskartet ut på et «tomt ark» fra samme vinkel som gantry sto i φ = 90 φ = 0 Opptak Tilbakeprojeksjon 8

173 Tilbakeprojeksjon Med projeksjoner fra nok gantry-vinkler får man en tilfredsstillende representasjon av originalobjektet Men: Med en ganske tydelig utsmørning av objektet Blir enda mer tydelig i kompliserte bilder Trenger en metode som «trekker fra» området utenfor objektet 9

174 Filter Et filter er en matematisk teknikk som endrer på et bilde Har matriseform, som sier hvordan hver piksel skal behandles = Behandler én og én piksel, men ser på 3x3-området rundt Over: For hver piksel, gi den verdien til 0*alle pikslene rundt og 1*den gjeldene pikselen (i midten) Over: For hver piksel, gi den snittverdien til alle pikselene på samme rad, ignorer dem over eller under = 10

175 Filter Det finnes svært mange filtre som endrer på bildet Vi er interessert i kantforsterkning -1: Er det en endring i nærliggende piksel, motvirk endringen = Resultatet er at overganger får høyere kontrast Og området rundt kantene blir visket ut 11

176 Eksempler på forskjellige filtre 1. Utviskning i horisontal retning Kantforsterkning

177 Filtrert tilbakeprojeksjon I CT: Hver rad i sinogrammet filtreres med et kantforsterkningsfilter Formen og størrelsen på filteret avhenger av om resultatbildet skal få et mykt eller hardt utseende 13

178 Filtrert tilbakeprojeksjon Tilbakeprojeksjonen mister nå den utsmurte effekten 14

179 Rekonstruksjonsfiltre Forskjellige rekonstruksjonsfiltre endrer på: Synligheten til små objekter Teksturen til bildet Mengden støy Utseendet til støyen Synligheten til lavkontrastobjekter Må velge rekonstruksjonsfilter basert på diagnostisk applikasjon Det som virker på det indre øret virker ikke i lungene 15

180 Forskjellige rekonstruksjonsfiltre GE (8A) Soft Std Lung Detail Bone Edge Bone Plus Totalt: 8 filter Philips (stråleterapi) A (Smooth) B (Standard) C (Sharp) D (Detail) EB (Standard Edge) EC (Sharp Edge) UA (Brain Smooth) UB (Brain Standard) UC (Brain Sharp) YA Y YB Y Totalt: 11 filter Siemens (U1, 8B) B10s very smooth B18 very smooth B20s smooth B25f smooth ++ B30 medium smooth B31s medium smooth +... B40 medium B41 medium + B45 medium B50s medium sharp... B70 very sharp B75 very sharp B80 ultra sharp Totalt: 35 filter Toshiba (9) FC1 Body smooth FC 2 FC 3 body standard FC4 FC5 Body sharp FC11 Body smooth... FC15 Body sharp FC41 Head Smoother... FC44 Head Sharper FC50 Lung smooth... FC53 Lung sharp FC83 hi res lung smooth... FC86 hi res lung sharp... Totalt: 42 filter 16

181 Forskjellig støy hos Siemens Mykt filter B26 Hardt filter B70 17

182 Filtrert tilbakeprojeksjon Litt mer om matematiske teknikker for rekonstruksjon 2D rekonstruksjoner: Rekonstruksjonsplan = detektorplan Det vi har snakket om nå Enkelt å behandle, og filtrert tilbakeprojeksjon som vist fungerer helt utmerket 3D rekonstruksjoner: Rekonstruksjonsplan detektorplan Stor dekningsgrad i z-retning, tynne detektorer Metodene som vist over er ikke lengre gode nok Ville introdusert artefakter og uleselige bilder 18

183 3D rekonstruksjon For å lage algoritmer som virker i 3D, løser man først hele systemet i 3D, for så å finne en tilnærmet 2D-løsning Kan bruke: 2D filtrert tilbakeprojeksjon med tiltet plan Ble nevnt i forrige forelesning GE og Siemens bruker den for MSCT < 30 mm Castellano E, Reconstruction techniques for multislice and cone-beam CT (2013). Kurs ved Institute for Cancer Research i London, UK. 19

184 3D rekonstruksjon Kan bruke: 2D filtrert tilbakeprojeksjon med tiltet plan Feldkamp-algoritmen (som likner, men har flere korreksjoner) lmax Q FBP φ l = P FBP φ l h FBP l l dl lmax umax F.K. F.K. Q φ u, v = P β u, v h F.K. umax D SO du D 2 SO + u 2 + v 2 Modifiserte utgaver av Feldkamp-algoritmen brukes hos de fleste maskiner Toshiba, Philips, Siemens og GE Toshiba bruker også en eksakt 3D-rekonstruksjon basert på Katsevich-algoritmen bedre datamaskiner og bedre algoritmer er tilgjengelige 20

185 Rekonstruksjonsalgoritmer Historisk sett brukte Houndsfield algebraisk iterativ rekonstruksjon for å danne tverrsnittbilder fra sinogrammet Løser et sett med lineære likninger Svært tidkrevende «Som sudoku» Filtrert tilbakeprojeksjon ble introdusert i 1970, og har vært industristandarden fram til i dag Korreksjoner for bredt strålefelt i z-retning, spiral strålegang osv. Som sagt brukes Feldkamp-type algoritmer 21

186 Rekonstruksjonsalgoritmer Iterativ rekonstruksjon (IR) er fremtiden Bruker rådata sammen med filtrert tilbakeprojeksjon Kan modellere støy & system for å skape bedre bilder Beister M et al. Iterative Reconstructions methods in X-Ray CT. Physica Medica 28 (2)

187 Iterativ rekonstruksjon IR kan brukes på flere plan: I Rådata-domenet Analyserer selve sinogrammet Pre-prosessering (altså det skjer før FBP trer til) Algoritmer for å ta vekk støy samtidig som man beholder kanter (ofte et problem) Modellerer foton-statistikk for å se hvor det burde være mye støy Rekonstruksjon gjennom feedback-loopen som vist i sted 23

188 Iterativ rekonstruksjon I bilde-domenet Post-prosessering (skjer etter FBP) Bildet rekonstruert med FBP Bruker fortsatt kant-bevarende støyfjerning Fotonstatistikk fra rådata for smart støyfjerning 24

189 Iterativ rekonstruksjon Full statistisk behandling Utviklet for PET / SPECT Statistiske metoder som Maximum Likelihood: Finne et sett med parametere som gjør målingen mest sannsynlig (hvordan burde rådata se ut dersom pasienten ser slik ut) Minste-kvadraters metode: En annen statistisk behandling 25

190 Iterativ rekonstruksjon Modellbasert Iterativ Rekonstruksjon Svært interessant, kun tilbudt av et par fabrikanter Modellerer så mange fysiske prosesser som mullig Fokusstørrelsen er endelig Objektet er ikke et punkt Detektorpikslene er ikke punkter Til tider svært ressurskrevende å bruke MBIR GEs løsning jobber over natten for å behandle alle kliniske bilder som er tatt i løpet av dagen 26

191 Modellbasert iterativ rekonstruksjon Geometrisk modellering Beister M et al. Iterative Reconstructions methods in X-Ray CT. Videreutdanning Physica Medica i 28 medisinsk (2) digital 27

192 Image noise Eksempel fra Philips Healthcare idose4 Whitepaper 28

193 Image noise Eksempel fra GE Healthcares VE>O 29

194 Iterativ rekonstruksjon: En tabell Fabrikant Første generasjon Andre generasjon Tredje generasjon GE VISIR ASIR VEO Siemens IRIS SAFIRE Philips idose Toshiba AIDR AIDR+ AIDR 3D 30

195 Bildekvalitet og Helge Pettersen, Haukeland universitetssykehus Videreutdanning innen medisinsk digital 1

196 Innhold 1. Signal og støy 2. Sampling 3. Oppløsning 4. Kontrast 5. Matematiske mål på bildekvalitet 6. Fourier-transformasjonen 7. Subjektiv og objektiv bildekvalitet 8. Bildebehandling Videreutdanning innen medisinsk digital 2

197 Signal og støy Videreutdanning innen medisinsk digital 3

198 Signal og støy Signal: Noe fysisk man ønsker å måle og representere. «En funksjon som inneholder informasjon om oppførelsen eller egenskapene til et fenomen» Lydintensiteten i en mikrofon Intensiteten i en digital detektor Spenningen i en krets Videreutdanning innen medisinsk digital Wikipedia: Signal (electrical engineering) 4

199 Signal og støy I tillegg til signalet, vil en måling også inneholde støy En variasjon i signalet man ønsker å måle Måling = signal + støy Støyen beskrives ofte statistisk gjennom standardavvik (σ) Smith (2002) Videreutdanning innen medisinsk digital 5

200 Signal og støy Videreutdanning innen medisinsk digital 6

201 Image noise Bildestøy: Hvor mye pikselverdiene i bildet varierer i et lite område. Matematisk sett er det standardavviket av pikselverdiene Videreutdanning innen medisinsk digital Slide: ImPACT group 7

202 Støy Kvantestøy Basert på Poisson-statistikk, hvor støyen går som antall fotoner Strukturert støy Døde piksler, synlige dosekamre, dårlig kalibrering osv. Elektronisk støy Elektriske forstyrrelser i utlesning og behandling av signalet Spesielt viktig ved lave intensiteter Videreutdanning innen medisinsk digital 8

203 Støy Konstant støy Konstant SNR Oppfattes likt Smith (2002) Videreutdanning innen medisinsk digital 9

204 Histogrammer Man bruker histogrammer til å samle informasjon om et signal For hver søyle i histogrammet, hvor mange ganger har den korresponderende signalverdien blitt målt? Videreutdanning innen medisinsk digital 10

205 Histogrammer Jo flere målinger man utfører, jo lettere er det å tilpasse histogrammet en statistisk modell window/level endrer posisjon og bredde på histogram Videreutdanning innen medisinsk digital 11

206 Sampling Sampling: Hente ut et analogt signal og digitalisere det Består av Sampling, som er å fryse signalverdien Kvantisering eller digitalisering, som er å lagre den samplede verdien digitalt Videreutdanning innen medisinsk digital 12

207 Sampling Sampling Smith, Videreutdanning innen medisinsk digital Smith,

208 Sampling Kvantisering eller digitalisering Smith, Videreutdanning innen medisinsk digital Smith,

209 Aliasing Det er viktig å sample ofte for å få en korrekt representasjon av signalet Nyquists teorem: Må sample 2 ganger signalfrekvensen En signalfrekvens på 100 Hz må samples med minst 200 Hz Eksempler: Videreutdanning innen medisinsk digital 15

210 Aliasing Smith (2002) Smith (2002) Begge signalene er samplet korrekt, ingen aliasing Videreutdanning innen medisinsk digital 16

211 Aliasing Smith, 2006 Aliasing: Sampler galt signal: Samplingsfrekvens er mindre enn 2 * signalfrekvens Smith, 2006 Hva med denne? Korrekt samplet, selv om det ikke ser slik ut Videreutdanning innen medisinsk digital 17

212 Konkrete eksempler på aliasing Videreutdanning innen medisinsk digital 18

213 Bildekvalitet Kontrast MTF DQE SNR CNR Oppløsning NPS Lança and Silva (2009) Videreutdanning innen medisinsk digital Støy 19

214 Oppløsning Oppløsning er hvor små detaljer man kan se. Avhenger av Fokusstørrelse på anoden (analogt med at skygger er smurt ut fordi solen ikke er punkt) (Eksponeringstid ligger objektet i ro) Utsmørning av røntgenstrålene fra detektorsystem (scintillator) Pikseltettheten på detektoren Rekonstruksjonsteknikk og matrise (CT) Videreutdanning innen medisinsk digital 20

215 Fokusstørrelse på anoden Oppløsning Videreutdanning innen medisinsk digital 21

216 Oppløsning Utsmørning av røntgenstrålene fra detektorsystem (scintillator) Rowlands, J. A. (2002). "The physics of computed radiography." Phys Med Biol 47(23): R Videreutdanning innen medisinsk digital 22

217 Oppløsning Pikseltettheten på detektoren 0.2x x0.5 mm 2 avhengig av applikasjon, type, Videreutdanning innen medisinsk digital 23

218 Oppløsning CT: Rekonstruksjonstype, rekonstruksjonsmatrise Siden CT ikke leser bildet direkte, er etterbehandlingen viktig for oppløsningen oject_report_files/image008.jpg Videreutdanning innen medisinsk digital 24

219 Oppløsning Mange måter å måle oppløsning på Hvor tett kan to linjer stå før man ikke ser forskjell på dem lenger? lp/mm Hvordan behandler systemet en punktsprederfunksjon? MTF Videreutdanning innen medisinsk digital Smith (2002) 25

220 Kontrast Kontrast: Forholdet mellom gjennomsnittlig signalstyrke I 1 og signalstyrken i et lite område I 2 Webb and Flower (2012) C = I 1 I 2 I 1 %. Eventuelt kan man skrive C = 1 e µ 1 µ 2 x, 1 + R hvor det er R ganger mer spredt stråling enn primærstråling I 1 I 2 I Videreutdanning innen medisinsk digital 26

221 Kontrast C = 1 e µ 1 µ 2 x 1 + R Vi kan se hva som påvirker kontrasten: Forskjellen i attenuasjon mellom objekt og bakgrunn µ 1 µ 2 Tykkelsen på objektet x Andelen spredt stråling R kv-verdien vil også påvirke, siden µ er avhengig av kv Videreutdanning innen medisinsk digital Sprawls (1995) 27

222 Kontrast Smith (2002) Videreutdanning innen medisinsk digital 28

223 Kontrast Maksimerer kontrasten ved å Velge kv-verdier som har best attenuasjonskontrast mellom bakgrunn (vev) og objekt (kalsium?) og som minimerer dosen Bruke raster for å minimere spredt stråling Sprawls (1995) Videreutdanning innen medisinsk digital 29

224 Måling av kontrast og oppløsning Skjer ofte ved CDMAM-fantomet Prinsippet er «hvor tynne skiver kan man se?» og «hvor liten diameter kan skivene ha?» Dybde og diameter varierer over platen, og man regner ut en «Detection Rate» eller «Image Quality Figure» fra hvilke skiver man kan se Analogt til vanlig røntgen, hvor man ofte bruker CDRAD-fantomet Videreutdanning innen medisinsk digital CDMAM-resultat (Artinis Medical Systems, St. Walburg, Nederland) 30

225 Måling av kontrast og oppløsning Videreutdanning innen medisinsk digital CDMAM 3.4-fantomet (Artinis Medical Systems, St. Walburg, Nederland) 31

226 Matematiske mål på bildekvalitet Videreutdanning innen medisinsk digital 32

227 SNR Signal til støy-forhold SNR: Signal to Noise Ratio Forholdet mellom signal og støy CNR: Contrast to Noise Ratio Forholdet mellom kontrast og støy SNR kan sies å være proporsjonal med radiologisk bildekvalitet (ROC, VGA, osv.) Men: Tar ikke hensyn til objektform, øyets egenskaper, Finnes derfor også verdier som «oppfattet SNR», som f.eks. prøver å gjette en menneskelig CDMAM-scoring Rose (1973): SNR bør være 5 for å se et objekt med 100 % sikkerhet Videreutdanning innen medisinsk digital 33

228 SNR Signal til støy-forhold SNR = I signal σ bakgrunn N γ N γ = N γ Grovt fortalt er SNR kvadratroten av antall fotoner som treffer detektoren Kan dele opp i SNR inn (SNR ved detektoroverflaten) og SNR ut (SNR i det ferdige bildet), hvor 2 = N inn, SNR 2 ut = N inn ε = N ut SNR inn ε er effektiviteten til detektoren Vil senere se at ε = DQE Videreutdanning innen medisinsk digital 34

229 SNR Signal-til-støy-forhold Smith (2002) Videreutdanning innen medisinsk digital 35

230 SNR improved Parametere som «detection index», «SNR improved» og «NPWE» tar alle sikte på å lage en SNR-parameter som tar hensyn til hele bildekjeden Gitt at objektet vi ser på har en kjent form, hvordan ser objektet ut for observatøren? Tar hensyn til DQE (hva som skjer fram til skjermen) og modeller for øyesensitivitet (hva som skjer fra skjerm til oppfattelse) Dette er klart definerte matematiske størrelser: Videreutdanning innen medisinsk digital Monnin, P., et al. (2011) 36

231 CNR kontrast-til-støy-forhold CNR forteller om hvor lett det er å skjelne forskjellen mellom to intensiteter i forhold til støyen CNR = I 1 I 2 σ 0, hvor I 1 og I 2 er signalstyrkene i en Region Of Interest (ROI), mens σ 0 er standardavviket til den rene bildestøyen. Bilder med høy SNR kan fortsatt ha lav CNR, dersom f.eks. intensiteten er høy i to objekter, mens intensitetsforskjellen mellom dem er lav Videreutdanning innen medisinsk digital 37

232 CNR kontrast-til-støy-forhold Profil over sylinderen i fantomet Støy Kontrast Videreutdanning innen medisinsk digital 38

233 CNR kontrast-til-støy-forhold I CT er SNR et dårlig mål, siden intensiteten ikke er proporsjonal med signalet (HU-tall) Eksempel på CNR i CT: signal støy signal = = 1, Videreutdanning innen medisinsk digital 39

234 Fourier-transformasjonen All bildeinformasjon er bølger Eksempel: Profilen (gul linje) gjennom bildet her: Representert i «bildedomenet», lagres bildeinformasjonen som hver gråtone langs slike horisontale linjer Videreutdanning innen medisinsk digital 40

235 Fourier-transformasjonen Det er også mulig å lagre denne informasjonen i «bølgedomenet» gjennom en Fourier-transformasjon Da lagres informasjon om bølgene som trengs for å reprodusere det samme mønsteret. Eksempel: En helt ren sinusbølge trenger kun to biter med informasjon: Amplityden og frekvensen. Sammensatte bølger (objekter) trenger samme informasjon om hver av bølgene den består av Videreutdanning innen medisinsk digital 41

236 Store detaljer, små frekvenser Små detaljer, høye frekvenser Videreutdanning innen medisinsk digital 42

237 Fourier-transformasjonen Altså: Fourier-transformasjonen forteller om frekvensinnholdet i et signal NASA, 2011 Videreutdanning innen medisinsk digital 43

238 Fourier-transformasjonen Fungerer også for bilder, men: 2 dimensjoner Ikke like intuitivt Kan si om det er mange store eller små detaljer i bildet Periodiske detaljer Store detaljer: Er bildet mørkere i midten enn på kantene? Små detaljer: Hurtige overganger mellom lyst og mørkt Videreutdanning innen medisinsk digital Figur: Docenia 44

239 Fourier-transformasjonen Kan manipulere bilder i frekvensdomenet Kantforsterkning Lokal histogramnormalisering eller harmonisering Kontrastendringer Fjerning av periodiske komponenter som synlig raster Videreutdanning innen medisinsk digital 45

240 Utseendet på støyen Et vanlig mål på støy er standardavviket til pikselverdiene, σ. Men Støyen beskrives kun med ett tall Sier ingenting om hvordan støyen ser ut Videreutdanning innen medisinsk digital 46

241 Utseendet på støyen Begge bildene har en støy på 21.5 HU. Bilde (a) viser mykt filter B10, mens bilde (b) viser hardt filter B50. Figur: Boedeker, Cooper et al. (2007) Videreutdanning innen medisinsk digital 47

242 Noise Power Spectrum Videreutdanning innen medisinsk digital 48

243 Noise Power Spectrum Spektralfordelingen av støy (Noise Power Spectrum, NPS) sier oss mer enn standardavviket som mål på støy Men NPS er mindre intuitivt siden det ikke er et tall NPS viser oss Utseendet på støyen Hvor finkornet den er og mengden Effekten av forskjellig prosessering Kan brukes som ledd i utregning av effektiv kvanteeffektivitet (DQE) og modell-observatører Videreutdanning innen medisinsk digital 49

244 Noise Power Spectrum Regnes ut som fourier-transformasjonen av et rent støybilde 1. Bildedata 2. Trekk fra gjennomsnittsintensiteten 3. Fourier-transformasjon 4. Gjenta for å få gjennomsnitt 5. Normaliser (pikselstørrelse, antall piksler osv.) Videreutdanning innen medisinsk digital 50

245 Eksempel på NPS-kurver i mammografi Marshall et al. (2011) Marshall (2006) Videreutdanning innen medisinsk digital 51

246 Eksempel på NPS-kurve ved CT Standard filter Mykt filter Full dose (standard) Halv dose (iterativ) Full dose (standard) Halv dose (iterativ) Kilde: Mine data Videreutdanning innen medisinsk digital 52

247 Modular Transfer Function Videreutdanning innen medisinsk digital 53

248 Modular Transfer Function MTF er et matematisk mål på systemets evne til å vise finere og finere detaljer En verdi på 100 % ved 0.1 lp/mm betyr at store objekter er representert «korrekt» En verdi på 50 % ved 1 lp/mm betyr at objekter med størrelsen 1 lp/mm kun har 50 % synlighet Det betyr at jo finere detaljene er, jo mer glir de inn i hverandre Objekt Avbildning Videreutdanning innen medisinsk digital 54

249 Figur: Nishikawa, R. M Videreutdanning innen medisinsk digital 55

250 Hvordan måler man MTF? 1. Eksponerer en liten kule, metalltråd eller kant 2. Fourier-transformasjon 3. MTF P: «Pilleboks», det optimale bildesystemet E: Eksponentiell kule G: Gaussisk kule Videreutdanning innen medisinsk digital Begge figurene: Smith (2002) 56

251 Hvordan måler man MTF? Videreutdanning innen medisinsk digital Smith (2002) 57

252 Hva påvirker MTF? Høyskolen i Bergen 22. januar Videreutdanning innen medisinsk digital 58

253 Eksempler på MTF MTF ved ulike mammografi DRapparater. Marshall et al. (2011) Videreutdanning innen medisinsk digital 59

254 Eksempler på MTF Videreutdanning innen medisinsk digital Seibert (2005) 60

255 Detective Quantum Efficiency Videreutdanning innen medisinsk digital 61

256 Detective Quantum Efficiency DQE er systemets evne til å bevare et signal-til-støy-forhold (SNR) DQE = SNR 2 ut 2 = SNR 2 bilde 2 SNR inn SNR detektor Kan vise at DQE MTF2 NPS, Man kan finne DQE fra MTF og NPS Videreutdanning innen medisinsk digital 62

257 Detective Quantum Efficiency Parameteren som inneholder mest informasjon Brukes ofte som objektiv detektorkvalitet Avhenger av: Absorpsjonseffektiviteten til detektoren Omformingseffektiviteten til scintillatoren Oppløsning (MTF) Omformingsstøy fra scintillatorene Elektronisk støy Ikke-homogeniteter i detektoren Detektortype viktig: a-se, a-si, CCD, CR, (film) Videreutdanning innen medisinsk digital 63

258 Detective Quantum Efficiency Videreutdanning innen medisinsk digital Seibert (2005) 64

259 Marshall et al. (2012) Videreutdanning innen medisinsk digital 65

260 Marshall et al. (2012) Videreutdanning innen medisinsk digital 66

261 Subjektiv og objektiv bildekvalitet Videreutdanning innen medisinsk digital 67

262 Subjektiv og objektiv bildekvalitet Ofte stor forskjell mellom radiologvurdering av bilde og utregnet bildekvalitetsparameter: SNR, CNR, støy, (CDMAM) Problematisk både for kvalitetskontroll, optimalisering og dataassistert diagnose (CAD) Studier blir utført med ROC / VGA / osv.: radiologvurdert bildekvalitet CDMAM-fantomet vurderes etter øyemål Videreutdanning innen medisinsk digital 68

263 Subjektiv og objektiv bildekvalitet Synet er utmerket for å vurdere bilder men gjør det vanskelig å sammenlikne ulike oppsett og systemer Radiologen tar avgjørelser basert på bildet Da er det feil å optimalisere systemet etter en annen metrikk, som SNR Fantomproblemet: Jo mer standardisert, holdbart og analyserbart et fantom er, dess mer adskilt er det fra den interessante anatomien CDMAM er gullsylindere i Perspex (hvorfor ikke appelsin) MTF måles ved å eksponere en kule, og se hvor tett opptil et matematisk punkt den er Videreutdanning innen medisinsk digital 69

264 Subjektiv og objektiv bildekvalitet Programmer er flinke til å vurdere enkle bilder som CDRAD Videreutdanning innen medisinsk digital 70

265 Subjektiv og objektiv bildekvalitet CDRAD evaluert av fire radiologer (HO 1 4) og et dataprogram (CoCIQ, rød linje) E. Norrman et al., A Clinical Evaluation of the Image Quality Computer Program, CoCIQ. J Digit Imaging (2005) 18(2) Videreutdanning innen medisinsk digital 71