Redukcja dawki promieniowania rentgenowskiego poprzez adaptacyjną ekspozycję w obrazowaniu fluoroskopowym

Podsumowanie

Opracowujemy technikę dynamicznej adaptacyjnej ekspozycji z wykorzystaniem naszego cyfrowego systemu rentgenowskiego z wiązką skanującą. Zamiast jednorodnego naświetlania obiektu, ekspozycja jest dostosowywana w zależności od jego nieprzezroczystości. Przedstawiamy tutaj eksperyment na fantomie antropomorficznym, który pozwolił na redukcję dawki o 30%.

Streszczenie

Fluoroskopia rentgenowska jest powszechnie stosowana do naprowadzania obrazowego podczas interwencji kardiologicznych. Jednakże dawka promieniowania w tych procedurach może być wysoka, co stanowi istotny problem, szczególnie w zastosowaniach pediatrycznych. Zabiegi pediatryczne są generalnie znacznie bardziej złożone niż te wykonywane u dorosłych i są zatem średnio od czterech do ośmiu razy dłuższe¹. Co więcej, dzieci mogą przejść do 10 procedur fluoroskopowych do 10. roku życia, a wykazano, że ryzyko rozwoju śmiertelnego nowotworu w ciągu całego życia jest u nich trzykrotnie wyższe niż w populacji ogólnej^2,3.

Wykazaliśmy, że dawkę promieniowania w kardiologicznych zabiegach u dorosłych można znacząco zredukować, stosując nasz system cyfrowego rentgena z wiązką skanującą (SBDX)⁴ – system obrazowania fluoroskopowego wykorzystujący odwrotną geometrię obrazowania^5,6 (Rysunek 1, Film 1 oraz Rysunek 2). Zamiast pojedynczego ogniska i rozszerzonego detektora, stosowanych w konwencjonalnych systemach, nasze podejście wykorzystuje rozszerzone źródło promieniowania X z wieloma ogniskami skupionymi na małym detektorze. Nasze źródło promieniowania X składa się ze skanującej wiązki elektronów, która sekwencyjnie oświetla do 9 000 pozycji ogniskowych. Każde ognisko rzutuje niewielką część objętości obrazowania na detektor. W przeciwieństwie do systemu konwencjonalnego, w którym końcowy obraz jest rzutowany bezpośrednio na detektor, system SBDX wykorzystuje dedykowany algorytm do rekonstrukcji obrazu końcowego z 9 000 obrazów z detektora.

W zastosowaniach pediatrycznych oczekuje się, że oszczędność dawki w systemie SBDX będzie mniejsza niż w procedurach przeprowadzanych u dorosłych. Niemniej jednak system SBDX umożliwia dodatkową redukcję dawki dzięki zastosowaniu elektronicznej techniki adaptacyjnej ekspozycji. Kluczowym elementem tej metody jest technika skanowania wielowiązkowego systemu SBDX: zamiast naświetlania każdej części obrazu tą samą dawką promieniowania, możemy dynamicznie zmieniać ekspozycję w zależności od stopnia nieprzezroczystości naświetlanego obszaru. Dzięki temu możemy znacząco zmniejszyć ekspozycję w obszarach radioprzezroczystych i utrzymać ją w regionach bardziej nieprzezroczystych. W obecnej implementacji ekspozycja adaptacyjna wymaga interakcji użytkownika (Rysunek 3). W przyszłości ekspozycja adaptacyjna będzie odbywać się w czasie rzeczywistym i w sposób w pełni automatyczny.

Przeprowadziliśmy eksperymenty z wykorzystaniem fantoma antropomorficznego i porównaliśmy zmierzoną dawkę promieniowania z zastosowaniem oraz bez zastosowania adaptacyjnej ekspozycji, używając miernika produktu dawka-pole (DAP). W przedstawionym tutaj doświadczeniu odnotowaliśmy redukcję dawki o 30%.

Protokół

1. Konfiguracja systemu

1. Ustaw fantom do obrazowania w izocentrum (tj. 40 cm od kolimatora).
2. Ustaw miernik DAP do pomiaru dawki promieniowania rentgenowskiego przed kolimatorem (Rysunek 4).
3. Włącz system SBDX.
4. Wybierz tryb pracy systemu. Obecnie stosujemy pole widzenia (FOV) 7" przy częstotliwości odświeżania 15fps. Napięcie szczytowe źródła promieniowania rentgenowskiego ustawiono na 80kVp przy mocy źródła 9kW.

2. Pozyskiwanie danych

1. Uruchom akwizycję danych z komputera sterującego. Podczas akwizycji obrazy z detektora są zapisywane w pamięci systemu. W systemie SBDX następują następujące etapy:
   1. Wiązka elektronów skanuje sekwencyjnie każdą pozycję ogniska w sposób rastrowy (Rysunek 5).
   2. Wiązka elektronów uderza w tarczę transmisyjną, generując promienie X (Film 2).
   3. W każdej pozycji ogniska fotony promieniowania X oświetlają detektor za pomocą kolimatora ogniskującego, rzutując w ten sposób niewielką część objętości obrazowania na detektor.
   4. Dla każdej pozycji ogniska detektor tworzy jeden obraz, który jest bezpośrednio zapisywany w pamięci systemu.
   5. Wybrany tryb pracy 7’’ 15fps zapewnia 71x71 ognisk. Każda pozycja ogniska jest oświetlana przez łącznie 8 μs. Czas ekspozycji musi zostać podzielony na przyrosty 1 μs ze względu na ograniczenia termiczne tarczy promieni X. W związku z tym wiązka oświetla tarczę w każdej pozycji ogniska przez 1 μs, a następnie przesuwa się do następnej pozycji. W późniejszym czasie każde ognisko jest ponownie odwiedzane, aby dopełnić ekspozycję do 8 μs. Ponieważ dla każdego oświetlenia ogniska tworzony jest jeden obraz z detektora, łącznie pozyskiwanych jest 40328 obrazów z detektora, które są zapisywane w pamięci w czasie około 60ms.

3. Rekonstrukcja obrazu

1. SBDX jest z natury systemem tomosyntezy, ponieważ obiekt jest oświetlany pod różnymi kątami z poziomu źródła. Możliwa jest rekonstrukcja dowolnej płaszczyzny wewnątrz objętości obrazowania znajdującej się między kolimatorem a detektorem. Poniższe kroki ilustrują, w jaki sposób obrazy częściowe są rekonstruowane w poszczególne płaszczyzny lub w obraz złożony bądź obraz z wybraną płaszczyzną. W klinicznym systemie SBDX kroki od 3.2 do 3.4 są wykonywane w czasie rzeczywistym.
2. Wybierz parametry rekonstrukcji obrazu w symulatorze rekonstrukcji.
3. Uruchom algorytm rekonstrukcji obrazu. Podczas rekonstrukcji obrazu algorytm wykonuje następujące kroki:
   1. Odczytaj każdy pojedynczy obraz z detektora.
   2. Przeskaluj obrazy z detektora, aby dopasować je do skali rekonstruowanej płaszczyzny.
   3. Przesuń obrazy zgodnie z położeniem ogniska źródła i dodaj je do płaszczyzny rekonstrukcji (Film 3).
   4. Powtórz dwa ostatnie kroki dla każdego położenia ogniska.
   5. Wykonaj filtrowanie w ramach post-processingu, aby usunąć wzór powstały w wyniku operacji przesuwania.
   6. W tym momencie jedna płaszczyzna zostaje zrekonstruowana (Rysunek 6), a anatomia badanego obiektu staje się widoczna.
4. Jeśli jest to wymagane, uruchom algorytm w celu utworzenia obrazu z wybraną płaszczyzną. Algorytm wykonuje następujące kroki:
   1. Punkty od 3.2.1 do 3.2.6 są powtarzane w celu utworzenia 32 płaszczyzn niezbędnych do stworzenia obrazu z wybraną płaszczyzną. Płaszczyzny mają zazwyczaj odstępy 0,5-mm (Film 4, Rysunek 7 i Film 5).
   2. Dla każdej części obrazu wybierana jest płaszczyzna, w której obiekt znajduje się w ostrości, aby stała się ona częścią końcowego obrazu z wybraną płaszczyzną (Rysunek 8 i Film 6).
5. W razie potrzeby zmień położenie fantoma, aby umieścić serce w centrum pola widzenia.
6. Wykonuj kroki od 2.1 do 3.3, dopóki fantom nie zostanie prawidłowo umieszczony w polu widzenia.
7. Zapisz wartość produktu dawka-pole z miernika DAP dla tego obrazu nie wyrównanego.

4. Generowanie nowego pliku trybu pracy dla adaptacyjnej ekspozycji

1. Wczytaj wcześniej pozyskane obrazy z detektora do symulatora ekspozycji adaptacyjnej.
2. Wybierz parametry algorytmu ekspozycji adaptacyjnej.
3. Uruchom symulator ekspozycji adaptacyjnej. Symulator wykonuje następujące kroki:
   1. Docelowa liczba fotonów na obraz detektora jest określana na podstawie wybranego przez użytkownika progu.
   2. Dla każdej pozycji ogniska określa się liczbę fotonów w obrazie detektora. Obrazy z detektora dla danej pozycji ogniska są akumulowane do momentu osiągnięcia docelowej liczby fotonów lub maksymalnej liczby ośmiu ponownych skanowań (Ryc. 9).
   3. W wyniku otrzymujemy mapę ponownych skanowań, szczegółowo określającą, ile razy każda pozycja ogniska została naświetlona (Ryc. 10).
   4. Mapa ponownych skanowań jest łączona z plikiem trybu pracy używanym do sterowania systemem SBDX.

5. Wyrównane pozyskiwanie obrazów

1. Wgrać zaktualizowany plik trybu pracy do systemu SBDX.
2. Rozpocząć akwizycję danych z komputera sterującego. Akwizycję danych przeprowadza się zgodnie ze szczegółami opisanymi w punktach 2.1.1 do 2.1.5. W przeciwieństwie do poprzedniej akwizycji, wiązka promieni rentgenowskich jest włączana lub wyłączana w pozycjach plamki ogniskowej zgodnie z naszą mapą ponownego skanowania. Ponieważ całkowita liczba naświetleń jest mniejsza niż w standardowej akwizycji, dawka promieniowania rentgenowskiego jest zredukowana.
3. Zarejestrować produkt dawka-pole zmierzony za pomocą miernika DAP.
4. Uruchomić algorytm rekonstrukcji obrazu dla nowo pozyskanych danych wyrównanych, zgodnie ze szczegółami opisanymi w punktach 3.2 do 3.4.
5. Wyświetlony zostanie zrekonstruowany obraz wyrównany (Rysunek 11).

6. Analiza danych

1. Porównaj dawkę zmierzoną dla obrazów niewyrównanych i obrazów wyrównanych.
2. Zaobserwuj różnicę między zrekonstruowanymi obrazami wyrównanymi a niewyrównanymi.

7. Reprezentatywne wyniki:

Rysunek 8 i Rysunek 11 przedstawiają porównanie obrazu standardowego z obrazem wyrównanym. Pomiary dawki za pomocą miernika DAP wykazują oszczędność dawki na poziomie 30% w obrazie wyrównanym przy zastosowaniu maski do ponownego skanowania przedstawionej na Rysunku 10.

Dodatkowo, korekcja (equalization) jest bardzo skutecznym sposobem kompresji zakresu dynamicznego, co nadaje obrazowi przyjemniejszy wygląd bez konieczności przeprowadzania postprodukcji.

Jak pokazano, filtrację wyrównującą można wykorzystać w celu zmniejszenia dawki. Jednak wyrównywanie może służyć również do poprawy jakości obrazu poprzez dopasowanie dawki promieniowania do obrazu niewyrównanego za pomocą zwiększenia mocy źródła. W ten sposób ciemne obszary obrazu otrzymują więcej fotonów, co skutkuje zmniejszeniem szumu obrazu.

Rysunek 1. Konwencjonalny system fluoroskopowy. System konwencjonalny posiada pojedyncze ognisko źródła promieni rentgenowskich i detektor o dużej powierzchni. Pacjent jest ustawiony blisko detektora.

Rysunek 2. System SBDX. System SBDX pracuje w geometrii odwróconej. Duże skanujące źródło promieniowania rentgenowskiego oświetla mały detektor powierzchniowy. Pacjent jest ustawiony w znacznej odległości od detektora.

Rycina 3. Schemat blokowy akwizycji danych. 1) Pozyskiwany jest obraz fantoma bez wyrównania. 2) Dane są wyodrębniane z macierzy dyskowej. 3) Algorytm adaptacyjnej ekspozycji przyjmuje te dane jako wejście w celu utworzenia maski ekspozycji lub ponownego skanowania. 4) Maska ponownego skanowania jest łączona z oryginalnym trybem pracy w komputerze sterującym źródłem. 5) Pozyskiwany jest obraz tego samego fantoma z wyrównaniem, który następnie jest zapisywany w macierzy dyskowej. 6) Zbiory danych z wyrównaniem i bez wyrównania są wyodrębniane z macierzy dyskowej, a oprogramowanie do rekonstrukcji obrazu rekonstruuje różne płaszczyzny każdego zbioru danych. 7) Oba obrazy stanowią wynik działania oprogramowania do rekonstrukcji. 8) Oba obrazy są wyświetlane.

Rycina 4. Konfiguracja systemu. Fantom umieszczono na stole pacjenta w izocentrum pomiędzy źródłem promieniowania rentgenowskiego a detektorem. Miernik produktu dawka-pole (DAP) znajduje się pomiędzy źródłem promieniowania rentgenowskiego a fantomem.

Rycina 5. Źródło promieniowania rentgenowskiego. Wiązka elektronów generowana przez działo elektronowe skanuje każdy otwór kolimatora w sposób rastrowy. Zaczynając od jednej strony kolimatora, wiązka skanuje kolejne otwory sekwencyjnie. Na końcu rzędu wiązka jest wyłączana i ustawiana na początku następnego rzędu, po czym rozpoczyna się skanowanie tego rzędu. W ten sposób wiązka elektronów skanuje cały kolimator; 71 na 71 otworów jest skanowanych ośmiokrotnie w czasie około 60ms.

Rycina 6. Standardowy obraz zrekonstruowany. Zrekonstruowany obraz naszego fantomu antropomorficznego przedstawiający serce z jodowanymi tętnicami wieńcowymi. Obraz wykonano przy FOV 7’’ i częstotliwości 15fps; zrekonstruowano pojedynczą płaszczyznę w odległości 45cm od celu promieni X.

Rysunek 7. Rekonstrukcja wielopłaszczyznowa. Przedstawienie różnych rekonstruowanych płaszczyzn między kolimatorem a detektorem. Niebieskie stożki ilustrują sposób, w jaki obrazy z detektora są wstecznie projektowane na płaszczyzny rekonstrukcji.

Rycina 8. Obraz z wybraną płaszczyzną. Obraz ten stanowi kompozycję 32 płaszczyzn. W przeciwieństwie do Ryciny 6, gdzie w ostrości znajdują się jedynie naczynia na wybranej płaszczyźnie, tutaj wszystkie naczynia są ostre.

Rycina 9. Etapy filtracji wyrównawczej. Podczas skanowania kolimatora (góra), detektor odbiera zmienną liczbę zliczeń w zależności od nieprzezroczystości obiektu (dół). Każdy otwór kolimatora jest skanowany do ośmiu razy (osiem ponownych skanowań). Podczas pierwszego ponownego skanowania punkty ogniskowe są naświetlane sekwencyjnie wzdłuż rzędu, zaczynając od lewej strony, a dla każdego otworu pomiarowi podlega strumień. Podczas kolejnego ponownego skanowania naświetlanie jest powtarzane, zaczynając od początku rzędu. Dla każdego punktu ogniskowego zliczenia są dodawane do poprzedniej wartości. Jeśli całkowita liczba zliczeń przekroczy wcześniej ustalony próg, otwór ten nie zostanie naświetlony podczas następnego ponownego skanowania. W obecnej implementacji proces ten jest wykonywany offline i prowadzi do utworzenia maski ponownego skanowania, która zostanie następnie wykorzystana do uzyskania obrazu wyrównanego.

Rysunek 10. Mapa ponownego skanowania wygenerowana przez algorytm filtracji wyrównawczej. Każdy piksel tego obrazu reprezentuje jeden punkt ogniskowania kolimatora. Obraz ma zatem rozmiar 71x71 pikseli. Poziom szarości każdego piksela reprezentuje liczbę ponownych skanowań dla danego punktu ogniskowania, od zera (czarny) do ośmiu (biały). Zauważamy, że w prawej części obrazu liczba ponownych skanowań jest bardzo niska. W rezultacie każdy z tych punktów ogniskowania zostanie oświetlony tylko raz lub dwa razy. Obszar ten odpowiada polu płuc na naszym zrekonstruowanym obrazie (Rysunek 6), gdzie obraz jest niemal nasycony z powodu niskiej absorpcji promieni rentgenowskich w tym obszarze.

Rysunek 11. Wyrównany obraz z wybranego planu. Obraz ten jest wynikiem działania algorytmu rekonstrukcji po zastosowaniu adaptacyjnej ekspozycji. Obraz został pozyskany w tym samym trybie pracy 7" 15fps co obraz standardowy (Rysunek 8), ale z włączoną adaptacyjną ekspozycją na podstawie maski skanowania z Rysunku 10. Obraz jest bardziej jednorodny pod względem intensywności, w związku z czym naczynia są widoczne przy wyższym kontraście, szczególnie w ciemnych obszarach. Po prawej stronie obrazu nie występuje już saturacja w polu płucnym.

Film 1. Animacja systemu SBDX. System SBDX pracuje w geometrii odwróconej. Duże źródło promieni rentgenowskich z wiązką skanującą oświetla mały detektor obszarowy. Pacjent jest ustawiony w znacznej odległości od detektora. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Film 2. Generowanie promieni rentgenowskich. W każdym ognisku wiązka elektronów uderza w wolframowy cel, co prowadzi do wygenerowania promieni X. Kolimator skupia wiązkę promieni X w kierunku detektora. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Film 3. Animacja rekonstrukcji obrazu. Ta animacja przedstawia proces rekonstrukcji końcowego obrazu przy użyciu obrazów z detektora. Dla każdego ogniska kolimatora (lewy dół), odpowiadający mu obraz z detektora (lewy górny róg) jest rzutowany na płaszczyznę do rekonstrukcji (prawa strona). W tej animacji przedstawiono trzy płaszczyzny rekonstruowane w różnych odległościach od źródła promieniowania rentgenowskiego. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Film 4. Wybór płaszczyzny. System SBDX jest systemem obrazowania tomosyntograficznego. Użytkownik może wybrać płaszczyznę do rekonstrukcji i wizualizacji. Kliknij tutaj, aby wyświetlić film.

Film 5. Animacja wielopłaszczyznowa. Ten film przedstawia różne płaszczyzny zrekonstruowane w zwiększającej się odległości od kolimatora. W szczególności jodowane tętnice wieńcowe stają się ostre lub rozmyte w zależności od ich fizycznej lokalizacji. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Film 6. Animacja wyboru płaszczyzny 3D. Wizualizacja 3D zrekonstruowanych płaszczyzn ogniskowych. Przesunięcie płaszczyzn ogniskowych zwiększa się wraz ze wzrostem głębokości. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Dyskusja

Wykazujemy, że zastosowanie techniki wyrównywania (equalization) pozwala na ograniczenie dawki. W niniejszej pracy prezentujemy jedynie sposób zastosowania naszej techniki, bez omawiania wpływu na jakość obrazu. Należy jednak zaznaczyć, że naszym celem jest utrzymanie docelowego stosunku sygnału do szumu w obrazach poddanych wyrównywaniu. Podstawowym założeniem jest to, że w obrazach niewyrównanych stosunek sygnału do szumu jest wysoce niejednorodny. W szczególności obszary jasne, takie jak pole płucne, wykazują wyższe stosunki sygnału do szumu, niż jest to konieczne do wykonania zadania diagnostycznego. Wyrównywanie pozwala nam obniżyć stosunek sygnału do szumu w tych obszarach i utrzymać stosunki sygnału do szumu w ciemniejszych regionach obrazu. Obecnie prowadzimy badania nad pomiarem szumów w celu walidacji naszego podejścia. Wstępne wyniki wskazują, że przy równoważnym stosunku sygnału do szumu w ciemnych regionach obrazu możliwe jest osiągnięcie oszczędności dawki rzędu 30%^{7, 8}.

Potencjał filtracji wyrównawczej jest rozpoznawany w literaturze naukowej od wielu lat. Jednakże do tej pory wszystkie opublikowane implementacje opierały się na mechanicznych migawkach lub filtrach, co znacząco ograniczało użyteczność tego podejścia^9,10. W niniejszej pracy demonstrujemy, że wyrównywanie może opierać się na podejściu w pełni elektronicznym, co pozwala rozwiązać problemy związane z implementacjami mechanicznymi.

W klinicznym systemie SBDX większość przedstawionych tutaj kroków zostanie zaimplementowana sprzętowo i będzie wykonywana w czasie rzeczywistym podczas akwizycji danych. Algorytm wyrównywania będzie działał w czasie rzeczywistym, a wyświetlany obraz będzie domyślnie wyrównany. Algorytm będzie dynamicznie dostosowywał swoje parametry do obrazowanego obiektu, jego ruchu oraz zmieniającej się pozycji gantry. Nadal ulepszamy nasz algorytm, a dalszy rozwój naszej metody będzie niezbędny w celu ułatwienia implementacji w czasie rzeczywistym.