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 tak, aby obrazowanie odbywało się w izocentrum (tj. 40 cm od kolimatora).
2. Ustaw miernik DAP do pomiaru dawki promieniowania rentgenowskiego przed kolimatorem (Rycina 4).
3. Włącz system SBDX.
4. Wybierz tryb pracy systemu. Obecnie stosujemy pole widzenia (FOV) o rozmiarze 7" przy częstotliwości klatek 15 fps. Napięcie szczytowe źródła promieni rentgenowskich ustawiono na 80kVp przy mocy źródła promieni rentgenowskich 9kW.

2. Pozyskiwanie danych

1. Uruchom akwizycję danych z komputera sterującego. Podczas akwizycji obrazy z detektora są zapisywane w pamięci systemu. W systemie SBDX zachodzą następujące etapy:
   1. Wiązka elektronów skanuje kolejno każdą pozycję ogniska w sposób rastrowy (Rycina 5).
   2. Wiązka elektronów uderza w tarczę transmisyjną i generuje promienie X (Film 2).
   3. W każdej pozycji ogniska fotony promieniowania X oświetlają detektor za pomocą kolimatora skupiającego, 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. Ze względu na ograniczenia termiczne tarczy rentgenowskiej, czas ekspozycji musi zostać podzielony na przyrosty 1 μs. W związku z tym wiązka oświetla tarczę w każdej pozycji ogniska przez 1 μs, a następnie przesuwa się do następnej pozycji. W późniejszym czasie każda pozycja ogniska jest odwiedzana ponownie, aby dopełnić ekspozycję do 8 μs. Ponieważ dla każdego oświetlenia ogniska tworzony jest jeden obraz z detektora, łącznie w ciągu około 60ms nabywanych i zapisywanych w pamięci jest 40328 obrazów.

3. Rekonstrukcja obrazu

1. SBDX jest z natury systemem tomosyntezy, ponieważ obiekt jest oświetlany pod różnymi kątami względem źródła. Można zrekonstruować dowolną płaszczyznę w obrębie objętości obrazowania znajdującą się pomiędzy kolimatorem a detektorem. Poniższe kroki ilustrują, w jaki sposób obrazy częściowe są rekonstruowane w poszczególne płaszczyzny, obraz kompozytowy lub 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. Zmień skalę obrazów z detektora, aby dopasować ją do skali rekonstruowanej płaszczyzny.
   3. Przesuń obrazy zgodnie z położeniem ogniska źródła i dodaj je do płaszczyzny rekonstrukcji (Movie 3).
   4. Powtórz dwa ostatnie kroki dla każdego położenia ogniska.
   5. Wykonaj filtrowanie w ramach postprocesingu, aby usunąć wzór powstały w wyniku operacji przesuwania.
   6. W tym momencie jedna płaszczyzna zostaje zrekonstruowana (Figure 6), a anatomia 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 uzyskania obrazu z wybraną płaszczyzną. Płaszczyzny te mają zazwyczaj odstęp 0,5-mm (Movie 4, Figure 7 oraz Movie 5).
   2. Dla każdej części obrazu wybierana jest płaszczyzna, w której obiekt znajduje się w ostrości, aby stała się częścią końcowego obrazu z wybraną płaszczyzną (Figure 8 oraz Movie 6).
5. W razie potrzeby zmień położenie fantoma, aby umieścić serce w centrum pola widzenia.
6. Wykonuj kroki od 2.1 do 3.3, aż fantom zostanie prawidłowo umieszczony w polu widzenia.
7. Zapisz wartość produktu dawka-pole z miernika DAP dla tego nieuśrednionego obrazu.

4. Generowanie nowego pliku trybu pracy dla adaptacyjnej ekspozycji

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

5. Pozyskiwanie obrazów wyrównanych

1. Wgraj zaktualizowany plik trybu pracy do systemu SBDX.
2. Uruchom 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 Rentgena jest włączana lub wyłączana w pozycjach ogniskowych zgodnie z naszą mapą reskanowania. Ponieważ całkowita liczba naświetleń jest mniejsza niż w standardowej akwizycji, dawka promieniowania Rentgena zostaje zredukowana.
3. Zapisz wartość produktu dawka-pole zmierzoną za pomocą miernika DAP.
4. Uruchom algorytm rekonstrukcji obrazu dla nowo pozyskanych danych wyrównanych, zgodnie ze szczegółami opisanymi w punktach 3.2 do 3.4.
5. Wyświetlony zostaje zrekonstruowany obraz wyrównany (Rysunek 11).

6. Analiza danych

1. Porównaj dawkę zmierzoną dla obrazów nieuśrednionych oraz obrazów uśrednionych.
2. Zwróć uwagę na różnicę między zrekonstruowanymi obrazami uśrednionymi a nieuśrednionymi.

7. Reprezentatywne wyniki:

Rysunek 8 oraz Rysunek 11 przedstawiają porównanie obrazu standardowego i obrazu wyrównanego. Pomiary dawki wykonane miernikiem DAP wykazują oszczędność dawki na poziomie 30% w obrazie wyrównanym przy użyciu maski do ponownego skanowania przedstawionej na Rysunku 10.

Dodatkowo, wyrównywanie jest bardzo skutecznym sposobem kompresji zakresu dynamicznego, co nadaje obrazowi przyjemniejszy wygląd bez konieczności stosowania obróbki wtórnej.

Jak pokazano, filtracja wyrównująca może być stosowana w celu ograniczenia dawki. Jednakże wyrównywanie może być również wykorzystane do poprawy jakości obrazu poprzez dostosowanie dawki promieniowania do obrazu niewyrównanego poprzez zwiększenie mocy źródła. W ten sposób ciemne obszary obrazu otrzymują więcej fotonów, co skutkuje redukcją szumów obrazu.

Rysunek 1. Konwencjonalny system fluoroskopii. Konwencjonalny system posiada źródło promieni rentgenowskich z pojedynczym ogniskiem oraz detektor o dużej powierzchni. Pacjent jest ustawiony blisko detektora.

Rysunek 2. System SBDX. System SBDX pracuje w geometrii odwróconej. Duże źródło promieniowania rentgenowskiego z wiązką skanującą oświetla mały detektor obszarowy. Pacjent jest umiejscowiony w znacznej odległości od detektora.

Rysunek 3. Schemat blokowy akwizycji danych. 1) Pozyskano obraz fantoma bez wyrównania. 2) Dane zostają wyodrębnione z macierzy dyskowej. 3) Algorytm adaptacyjnej ekspozycji wykorzystuje te dane jako wejście do utworzenia maski ekspozycji lub ponownego skanowania. 4) Maska ponownego skanowania zostaje połączona z oryginalnym trybem pracy w komputerze sterującym źródłem. 5) Pozyskano wyrównany obraz tego samego fantoma i zapisano go w macierzy dyskowej. 6) Zbiory danych niewyrównane i wyrównane zostają wyodrębnione z macierzy dyskowej, a oprogramowanie do rekonstrukcji obrazu rekonstruuje poszczególne płaszczyzny każdego zbioru danych. 7) Oba obrazy stanowią wynik działania oprogramowania do rekonstrukcji. 8) Oba obrazy zostają wyświetlone.

Rysunek 4. Konfiguracja systemu. Fantom znajduje się na stole pacjenta w izocentrum pomiędzy źródłem promieni rentgenowskich a detektorem. Miernik produktu dawka-pole został umieszczony pomiędzy źródłem promieni rentgenowskich a fantomem.

Rysunek 5. Źródło promieniowania rentgenowskiego. Działo elektronowe generuje wiązkę elektronów, która skanuje każdy otwór kolimatora w sposób rastrowy. Zaczynając od jednej strony kolimatora, wiązka skanuje kolejne otwory sekwencyjnie. Na końcu rzędu wiązka zostaje wyłączona, ustawiona na początku następnego rzędu, a następnie 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 fantoma antropomorficznego przedstawiający serce z jodo-kontrastowymi tętnicami wieńcowymi. Obraz wykonano przy FOV 7’’ i 15fps, rekonstruując pojedynczą płaszczyznę w odległości 45cm od celu promieni rentgenowskich.

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

Rycina 8. Obraz z wybranymi płaszczyznami. Obraz ten stanowi kompozycję 32 płaszczyzn. W przeciwieństwie do Ryciny 6, gdzie w ostrości znajdują się tylko naczynia na wybranej płaszczyźnie, tutaj każde naczynie jest w ostrości.

Rysunek 9. Kroki filtracji wyrównawczej. Podczas skanowania kolimatora (góra), detektor rejestruje zmienną liczbę zliczeń w zależności od nieprzezroczystości obiektu (dół). Każdy otwór kolimatora jest skanowany do ośmiu razy (osiem reskanów). Podczas pierwszego reskanu punkty ogniskowe są oświetlane sekwencyjnie wzdłuż rzędu, zaczynając od lewej strony, a dla każdego otworu mierzony jest strumień. Podczas kolejnego reskanu oświetlenie 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 będzie oświetlany podczas następnego reskanu. W obecnej implementacji proces ten jest przeprowadzany w trybie offline i prowadzi do utworzenia maski reskanowania, która następnie zostanie wykorzystana do uzyskania obrazu wyrównawczego.

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

Rycina 11. Wybrany obraz wyrównany w płaszczyźnie. Obraz ten jest wynikiem działania algorytmu rekonstrukcji po zastosowaniu adaptacyjnej ekspozycji. Obraz został pozyskany w tym samym trybie pracy (7" 15fps) co obraz standardowy (Rycina 8), ale z włączoną adaptacyjną ekspozycją na podstawie maski skanowania z Ryciny 10. Obraz jest bardziej jednorodny pod względem intensywności, w związku z czym naczynia wykazują wyższy kontrast, szczególnie w obszarach ciemnych. Po prawej stronie obrazu nie występuje już nasycenie w polu płucnym.

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

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

Film 3. Animacja rekonstrukcji obrazu. Animacja ta przedstawia proces rekonstrukcji obrazu końcowego przy użyciu obrazów z detektora. Dla każdego ogniska kolimatora (lewy dolny róg), odpowiadający mu obraz z detektora (lewy górny róg) jest rzutowany na płaszczyznę podlegającą rekonstrukcji (prawo). W tej animacji przedstawiamy trzy płaszczyzny rekonstruowane w różnych odległościach od źródła promieni rentgenowskich. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

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

Film 5. Animacja wielopłaszczyznowa. Ten film przedstawia różne płaszczyzny zrekonstruowane w zwiększającej się odległości od kolimatora. Warto zauważyć, że jodowane tętnice wieńcowe stają się ostre lub rozmyte w zależności od ich fizycznego położenia. Kliknij tutaj, aby obejrzeć film.

Film 6. Animacja wybranych płaszczyzn 3D. Wizualizacja 3D zrekonstruowanych płaszczyzn ogniskowych. Płaszczyzny ogniskowe przesuwają się w większym stopniu 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.