Overzicht

Beeldkwaliteitsmetingen van digitale röntgensystemen

14 november 2016

Beeldkwaliteitsmetingen van digitale röntgensystemen

Overzichtsartikel

Röntgensystemen voor radiologie toepassingen ontwikkelen zich sneller dan de acceptatie- en controle metingen voor de beoordeling van hun beeldkwaliteit. Door het beeld met software te reconstrueren en te manipuleren geeft meting met de traditionele constantheids- en acceptatietest - zoals oorspronkelijk bij film bedacht - geen uitsluitsel meer over de optimalisatie of constantheid van klinische beeldkwaliteit, maar beperkt zich tot een controle op stralingsaspecten en detectoreigenschappen

Introductie

De software is bij de traditionele metingen een ‘black box’ deel van het systeem, dat de acquisitie, pre-processing, reconstructie en post-processing van de beeldinformatie regelt., veranderingen daarin beïnvloeden direct de beeldkwaliteit. Immers zijn  de instellingen voor uitlezing van de detector, compensatie van detector eigenschappen of 2D en 3D beeldreconstructie, ”settings”  in de systeem configuratie. De systeem configuratie voor het testen wordt soms expres anders gekozen dan voor de klinische onderzoeken wordt gebruikt. De gebruiker heeft voor de post-processing een beperkte set instellingen tot zijn beschikking waarmee de beeldkwaliteit aan de klinische vraagstelling (specifieke anatomie) kan worden aangepast.

Bij introductie van een nieuw Röntgensysteem in het ziekenhuis is er  initiële optimalisatie van fysische eigenschappen en vervolgens vind optimalisatie van de gebruikersinstellingen plaats, samen met een applicatie specialist. Dit laatste vereist kennis en ervaring en is in de meeste gevallen een iteratief en moeizaam proces. Voor de marktintroductie van  nieuwe beeldvormende technieken, zoals de Digital Breast Tomosynthesis (DBT) Mammografie is, zijn vooraf uitgebreide klinische evaluaties door de fabrikant noodzakelijk dit proces is  in grote mate afhankelijk van de fysische eigenschappen van de Röntgensystemen. Elke verandering van fysische eigenschappen kan om nieuwe optimalisaties of in sommige gevallen zelfs klinische evaluaties van die Röntgensysteem vragen.

Het doel van deze studie is om de fysische eigenschappen van de traditionele mammografie en de DBT met elkaar te vergelijken met betrekking tot klinische beeldkwaliteit. Voor dit doel is een omschakelbaar 2D / DBT Röntgensysteem gebruikt. De potentiële meerwaarde van de traditionele acceptatie en controlemetingen van het systeem met betrekking tot de semi 3D verkregen beelden speelt daarin tot nu toe een ondergeschikte rol [1]. Om van ruwe projectiedata tot beoordeelbare klinische beelden te komen worden immers complexe reconstructie algoritmes en post-processing toegepast. Om die reden is in deze studie een meetopstelling ontwikkelt met een instrument [2] waarbij een aantal overdracht eigenschappen van de 2D en DBT direct kunnen worden gemeten.

Methode

Instrument

De verschillende fysische eigenschappen van het Röntgensysteem worden met een instrument gemeten dat is opgebouwd uit 4 verschillende kwadranten. In twee daarvan wordt de MTF, in de anode-kathode richting (AK)  en de richting loodrecht daarop bepaald. Deze richtingen verschillen fundamenteel vanwege röntgenbundel effecten, uitlezing van de detector, effect van een eventueel rooster en bij tomosynthese door de beweging van de röntgenbuis. In deze beide kwadranten wordt 50 µm Molybdeen (Mo) contrast aangeboden in 14 spatiële frequentiegebieden. Een röntgen (Bucky) opname van het instrument is weergegeven in Figuur 1.

 

De analyse van deze specifieke frequenties vindt plaats met behulp van analyse software [2]. De amplituden van de discrete spatiële frequenties kunnen, vanwege de signaalsterkte van 50 µm top-top Mo, worden gemeten met een hoge signaal-ruisverhouding. Met het homogene kwadrant wordt het ruis spectrum bepaald, dit kwadrant heeft een verzwakking die gelijk is aan de gemiddelde verzwakking van een MTF kwadrant (25 µm Mo). Het vierde kwadrant bevat een Aluminium (Al) trap, mede om de Mo verzwakking in Al verzwakking te kunnen omrekenen. Ook kan daarmee de karakteristieke curve en de gradiënt voor kleine signalen bepaald worden.

De Mo contrasten van het instrument zijn samen met markeringen opgenomen tussen 2 polycarbonaat platen met een gezamenlijke dikte van ca. 1 cm.

 

Opstelling: 2D en 3D DBT mammografie

Het instrument [2] wordt gebruikt in zowel de 2D als de 3D meetopstelling met een mammograaf (Hologic Dimension). Voor een representatieve klinische situatie wordt het instrument met een viertal platen van ca. 1 cm PMMA gebruikt. Om de afbeeldingeigenschappen als functie van de diepte vast te kunnen stellen is ervoor gekozen het instrument op verschillende posities in het PMMA te leggen zoals in Figuur 2 aangegeven.

 

De opnamen zijn gemaakt met een mammograaf waarbij omschakeling van 2D naar DBT mogelijk is. Vanwege de afmetingen van het instrument ten opzichte van de detector zijn van alle 4 kwadranten afzonderlijk röntgenopnamen gemaakt. De belichtingen van de verschillende kwadranten variëren hierbij niet meer dan 25% van elkaar, dit heeft vanwege de hoge signaal ruis verhouding geen gevolgen voor de analyse software of de resultaten.

De opnamen zijn gemaakt met de klinische protocollen en voor de verwerking zijn de klinische beelden gebruikt. De klinische situatie van acquisitie, reconstructie, pre-processing en post-processing is in de opstelling nagebootst. De compressieplaat is gebruikt in aansluiting op het PMMA en het instrument met een totaal hoogte variërend van 55-56 mm, in 2D zijn alle opnamen met 30 kVp (Wolfraam anode, Rhodium filter) en DBT opnamen met 32 kVp (Wolfraam anode, Aluminium filter) gemaakt, conform de “settings” van de systeem configuratie.

Analyse van de fysische eigenschappen die de kwaliteit van het afbeeldingproces bepalen, zijn voor zowel het 2D mammografie beeld als bij DBT, voor het computer gereconstrueerde synthetisch 2D beeld (C-view) en de semi 3D beelden van het volume dat correspondeert met de diepte waarop het instrument geplaatst is gedaan. Het semi 3D volume werd  hierbij gereconstrueerd in 62 beelden.

Figuur 1Instrument voor bepalingen van de fysische grootheden

Figuur 2Meetopstelling van het Röntgensysteem in 2D en in DBT met het instrument op 4 verschillende diepten tussen de PMMA platen (in de 2D opname bevindt zich een rooster, in de DBT opname niet)

Fysica: Overdrachtseigenschappen van projectieröntgensystemen

Afbeeldingsystemen hebben zoals vrijwel alle objecten verschillende grootheden waarmee de eigenschappen ervan kunnen worden beschreven. Hier beperken we ons tot de eigenschappen die direct of indirect de afbeeldingkwaliteit bepalen. Daarbij gaan we ervan uit dat het betreffende systeem voor kleine signalen als lineair mag worden beschouwd, waardoor de verschillende grootheden onafhankelijk zijn en afzonderlijk kunnen worden bepaald.

Er zijn primaire grootheden die de relatie tussen af te beelden objecten en de afbeeldingen ervan direct beschrijven, grootheden die het afbeeldingproces beperken en secondaire grootheden, samengesteld uit meerdere primaire grootheden. De verzwakkingverschillen (in de stralingsrichting) zijn de onafhankelijke variabele in de metingen en beschrijven de invloed van de verschillende grootheden op het afbeelden van die variabele.

I   Primaire grootheden:

·       Δµd is het verzwakkingverschil in de stralingsrichting van een detail, waarbij Δµ het verschil in verzwakkingscoëfficiënt is en d de afmeting in de stralingsrichting. We beschouwen Δµd als de onafhankelijke variabele in het afbeeldingsysteem;

·       G (gradiënt) is de versterkingsfactor waarmee verzwakkingverschillen tot meer of mindere zwartingverschillen worden. De gradiënt is de afgeleide van de karakteristieke curve (de dosis-effectrelatie);

·       MTF (Modulation Transfer Function) de modulatie overdrachtsfunctie is een functie in het frequentiedomein en beschrijft de objectgrootte afhankelijke overdracht van een systeem;

·       Tijd, de tijdsafhankelijke eigenschappen zijn van belang bij dynamische onderzoeken, bewegingsonscherpte en ghosting, in deze beschouwing worden alleen de eigenschappen van statische afbeelding behandeld, ondanks dat bij de 3D acquisitie de tijd een belangrijke rol speelt.

II   Grootheden die de kwaliteit van het afbeeldingproces beperken:

·       Ruis, veroorzaakt door:

°       Het corpusculaire karakter van röntgenstraling;

°       De strooistraling die de detector bereikt;

°       De systeemeigenschappen: elektronische- thermische ruis van de detector, digitalisatieruis;

°       Voor de vraagstelling niet relevante anatomische structuren;

·       LSB (Least significant bit) De grootte van het kleinste bit uitgedrukt als een minimale verzwakking (µm Al) die als contrast in het beeld kan worden weergegeven. Als de aanwezige ruis groter is dan het kleinste bit kan de minimale te detecteren verzwakking kleiner zijn voor grote objecten.

·       Dynamisch bereik, het gebied dat bepaald wordt door de verzadiging van het systeem en door de kleinste af te beelden verzwakkingverschillen daarin.

III  Secondaire grootheden

·       Signaal-ruisverhouding is de vermogensverhouding van het ruimtelijk afhankelijke signaal (MTF) en het ruisspectrum in het instrument. De klinische waarde van de signaal-ruisverhouding is gering.

·       Grensgevoeligheid is de waarde van Δµd waarvoor de signaal-ruisverhouding een specifieke grootte heeft, die de potentiële zichtbaarheid aangeeft. De grensgevoeligheid en de MTF samen beschrijven de diagnostische kwaliteiten het best. De grensgevoeligheid wordt hier gebruikt met een signaal-ruisverhouding  gelijk aan 5, conform het Rose criterium [3] en kan geïnterpreteerd worden als de weergave van de contrastresolutie als functie van de spatiële frequentie (bij 2D mammografie is deze waarde typisch ca 0,5 µm Al, bij Bucky opnamen bedraagt deze ca 5 µm Al.).

 

IV  Specifieke eigenschappen van de 2D en de semi 3D beelden:

·       De semi 3D beelden worden bij DBT gereconstrueerd uit projecties met één zwaairichting, hierdoor hebben de beelden in de verschillende richtingen verschillende eigenschappen.

·       De plakdikte van de semi-3D beelden is een afweging van het gereconstrueerde volume en de grensgevoeligheid, de gereconstrueerde plakdikte kan anders zijn dan de effectieve plakdikte deze dient afzonderlijk te worden bepaald.

 

·       In de huidige (2D en DBT) mammografie röntgenafbeeldingsystemen worden ook niet-lineaire bewerkingen toegepast, een voorbeeld hiervan is de detectie van de bijvoorbeeld borstwand en micro-calcificaties, die op basis van patroonherkenning een kunstmatige contrastverhoging kunnen krijgen, deze zijn met bovenstaande methode niet te meten. Door de frequentieselectieve meetmethode wordt hiervan bij de bepaling van de verschillende gemeten grootheden geen tot weinig last van ondervonden. 

Resultaten Primaire grootheden (I)

Gradiënt

De gradiënt G - als afgeleide van de karakteristieke curve - voor kleine contrasten (0 – 1.2 mm Al.) wordt weergegeven in de onderstaande figuur. Plaatsing van het instrument op verschillende diepten in het PMMA leidt niet tot significante verschillen van de gradiënt. Voor de 2D en de  semi 3D beelden wordt bij geringe contrasten terecht een kleine versterkingsfactor toegepast. In de synthetische 2D (C-view) beelden worden geringe contrasten enorm versterkt en daarmee ook de ruis.

 

MTF

De MTF metingen voor de 2D opnamen verschillen nauwelijks als functie van de diepte waarop het instrument in het PMMA is geplaatst. Het geringe verschil in de MTF (2D) in de AK-richting met de richting loodrecht hierop is mogelijk veroorzaakt door effect van het rooster of kan door de richtings afhankelijke uitlezing van de detector komen. 

 

Het verschil in MTF tussen de 2D en DBT opnamen is substantieel, voor zowel de lage als de hogere spatiële frequenties. Het gereconstrueerde synthetische 2D (C-view) beeld laat nog een “digitale” benadrukking van de aanwezige hoge frequenties zien, maar blijft achter bij het traditionele 2D beeld, vooral bij de hoogste spatiële frequenties. In de AK-richting is nog een fluctuatie in de MTF te zien ten gevolge van interactie tussen instrument en reconstructieproces. De duidelijke verschillen in beide richtingen toont dat de tomosynthese techniek meer te vergelijken is met planigrafische- (op alle diepten tegelijk) dan met tomografische 3D reconstructie.

Figuur 3Links: Gradiënt (2D beeld), midden: Gradiënt (C-view), rechts: Gradiënt (DBT beeld)

Figuur 4MTF in beide richtingen voor 2D, C-view en DBT (semi 3D) beelden op verschillende diepten

Resultaten: Grootheden die kwaliteit van afbeeldingproces beperken (II)

Ruis

In het ruisspectrum wordt duidelijk dat de DBT techniek meer last heeft van strooistraling (die laag frequent is) op de detector dan de 2D opnamen waar een rooster wordt toegepast. Daarnaast is bij DBT het verschil tussen de A-K en de zwaairichting opvallend. Opmerkelijk is ook dat de ruis in de semi 3D beelden vanaf de middenfrequenties slechts ca een factor 2 hoger is dan bij de 2D opnamen, daar waar het semi 3D volume is opgedeeld in 62 beelden en het 2D beeld het totale volume in één keer afbeeldt.

 

LSB

De gemeten waarde van het kleinste bit (LSB) is voor de 2D beelden voor alle diepten van het instrument te midden van de PMMA platen tussen de 0.13 en 0.15 µm Al. equivalent. Voor het synthetisch 2D (C-view), en de semi-3D beelden varieert deze waarde tussen 2.12 - 2.36 en respectievelijk 1.70 – 1.94 µm Al. equivalent.

 

Secondaire grootheden (III)

Signaal-ruisverhouding

Uit de signaal-ruisverhouding (S/R Figuur 6) komt duidelijk naar voren dat in 2D het rooster goed functioneert in beide richtingen, loodrecht op AK-richting iets beter. Voor DBT is de beste S/R duidelijk in de AK-richting en vindt versmering van signaal plaats in de zwaairichting. In het algemeen valt op dat de beste S/R wordt verkregen wanneer het instrument zo dicht mogelijk bovenop de detector ligt. Ook wordt uit de figuur duidelijk dat bij de hogere spatiële frequenties de signaal-ruisverhouding voor DBT opnamen achterblijft ten opzichte van 2D en dat deze frequenties in het computer gereconstrueerde synthetische 2D beeld (C-view) software matig “digitaal” worden versterkt. Het voordeel van het gebruik van een rooster is evident op de signaal-ruisverhouding, maar het rooster kan niet gebruikt voor de DBT opnamen worden vanwege de beweging van de röntgenbuis.

 

Uit de MTF en het ruisspectrum is de grensgevoeligheid (bij S/R=5) berekend. Het signaal is de respons verkregen uit een frequentie met een amplitude van 25 µm Mo.

Samen met het effect van het kleinste bit (LSB), zijn de meetwaarden verkregen als weergegeven in Figuur 7. De grensgevoeligheid (bij S/R=5) van 0.5 µm Al. zoals verkregen voor de 2D mammografieopnamen is de referentiewaarde voor dergelijke Röntgensystemen.

 

De waarde voor de semi 3D beelden is een factor 3.5 groter dan die van de 2D opname. De waarde voor het synthetisch 2D (C-view) beeld is nog een factor 1.5 groter dan bij een semi 3D beeld. Theoretisch verschilt een semi 3D opname daarmee een factor 10 in dosis met een 2D opname. Opmerkelijk is verder de kleine piek in het synthetisch 2D (C-view) beeldrespons bij een spatiële frequentie van 0.68 / mm.

 

Resulaten Specifieke eigenschappen van de semi 3D beelden (IV)

De reconstructie eigenschappen van de semi 3D beelden in de Z-richting zijn bepaald door middel van het contrast van een lijn in het instrument met een breedte van 1 mm en een dikte van 50 µm Mo, dit is weergegeven in onderstaande figuur voor alle 62 verkregen beelden van het semi 3D volume, in de zwaairichting.  Uiteraard kan dit voor andere breedte en dikte van de lijn anders zijn.

 

De respons op de breedte van de lijn van 1 mm is weergegeven in Figuur 8. Uit de grafiek blijkt dat er sprake is van een kunstmatige contrast verhoging aan de randen van de lijn respons. De maximum pixelamplitude van alle 62 beelden in de Z-richting is te zien in Figuur 9. Hieruit blijkt een effectieve plakdikte van ongeveer 8 mm.

 

Vanwege het verschil van de effectieve plakdikte van een semi 3D beeld met de gereconstrueerde (opgegeven) dikte is de berekening van de grensgevoeligheid (bij S/R=5) ook uitgevoerd voor een gemiddelde van een drietal semi 3D beelden om eventuele kwaliteitsverandering te beoordelen. De grensgevoeligheid in combinatie met de LSB is in figuur 7 weergegeven. De 3 beelden betreffen de centrale beelden in de maximum respons zoals in figuur 9 weergegeven. Met de middeling is tevens de waarde van het kleinste bit verkleind, zodat deze niet meer de beperkende factor wordt zoals figuur 10 toont.

 

Duidelijk is een verbetering van de grensgevoeligheid aangetoond en daarmee kan een betere beeldkwaliteit bereikt worden door meerdere semi 3D beelden samen te voegen tot één beeld.

Figuur 5Ruis in beide richtingen voor 2D, synthetisch 2D (C-view) en semi 3D beelden op verschillende diepten

Figuur 6S/R in beide richtingen voor 2D, synthetisch 2D (C-view) en semi 3D beelden op verschillende diepten (S/R waarde van beide grafieken is geschaald)

Figuur 7Grensgevoeligheid (bij S/R=5) + LSB in beide richtingen voor 2D, synthetisch 2D (C-view) en semi 3D beelden op verschillende diepten

Figuur 8Amplitude van een lijn (breedte 1 mm) voor alle 62 DBT (semi 3D) beelden in de Z-richting

Figuur 9Maximum amplitude op een lijn (50 µm Mo, breedte 1 mm), als functie van semi 3D beeld nummer

Figuur 10Grensgevoeligheid (bij S/R=5) + LSB in beide richtingen voor een reconstructie van 3 semi 3D beelden tot één plak

Discussie

Metingen aan digitale röntgensystemen vereisen instrumentarium dat fysische eigenschappen en de gevolgen van softwarematige bewerkingen kunnen bepalen. De gevolgde methode met het instrument toont aan dat dit mogelijk is, zelfs bij een gecompliceerde techniek als de DBT.

Vergelijking van 2D  mammografie en DBT opnamen is uit te drukken in fysische eigenschappen als ruis, het kleinste bit, MTF en de grensgevoeligheid. Daardoor kan van beide technieken inzicht verkregen worden van de gevolgen van de verschillende reconstructie en softwarematige bewerkingen.

Fysisch heeft de conventionele 2D Mammografie superieure eigenschappen die in een betere grensgevoeligheid tot uitdrukking komen. De meerwaarde van de semi 3D beelden is met name de afzonderlijke weergave van de verschillende anatomische structuren per plak (zonder overprojecties van anatomische structuren zoals bij 2D) en de keuze is daarom een klinische afweging. Klinische evaluatie van de nieuwe techniek spreekt hierbij voor zich [4]

Uit de resultaten van de semi 3D beelden blijkt dat het samenvoegen van de afzonderlijke plakken de grensgevoeligheid aanzienlijk ten goede komt. Nader onderzoek van de effectieve plakdikte voor de verschillende grootte en contrasten is daarbij van belang voor een optimale sommatie van de semi 3D beelden. Dit kan de klinische beeldkwaliteit bij de presentatie van de semi 3D informatie nog significant verbeteren.

Het instrument bevat geen anatomische kenmerken, waardoor patroonherkenning of niet of verkeerd zal kunnen plaatsvinden. Een mogelijke beperking van de meetmethode is dat alleen het gedrag van lineaire systemen kan worden bepaald. Dit betekent dat lokale contrasten ten gevolge van patroonherkenning, maskering door de “bad pixel” map of histogram gebaseerde technieken of andere niet-lineaire software niet vastgesteld kunnen worden.

·       De grensgevoeligheid toont bij één spatiële frequentie in het synthetisch 2D (C-view) beeld (in één richting) een afwijkende respons, mogelijk te verklaren door interferentie (Figuur 7 en 10).

·       De grensgevoeligheid bij hoge spatiële frequenties voor het gereconstrueerde synthetisch 2D beeld (C-view) is beduidend minder dan voor het traditionele 2D beeld, toch blijkt uit klinische studies [4] niet dat micro calcificaties slechter beoordeeld kunnen worden op het synthetisch  (C-view) beeld.

Dit toont aan dat alhoewel deze bewerkingen niet gemeten worden, zij ook geen directe hinder voor de resultaten blijken te geven. Omgekeerd is het bij afwijkende resultaten wel noodzakelijk met de leverancier te overleggen of niet-lineaire software bewerkingen als ‘black box’ onderdeel zijn van het systeem waar zij voor worden gebruikt en hoe deze zijn onderbouwd. De handleiding van de systemen dient hierin duidelijkheid te verschaffen [5].

Conclusies

Het instrument is toepasbaar voor 2D mammografie, en DBT voor zowel het synthetisch 2D (C-view) en semi 3D beelden. Het geeft inzicht in het effect van de fysische eigenschappen en van de softwarematige bewerkingen op de beeldkwaliteit.

De beeldkwaliteit van de röntgenbeeldvorming voor de verschillende verzwakkingen (dikten) en ruimtelijke frequenties (afmetingen) is zichtbaar te maken op basis van verschillen in de gradiënt en de MTF. In geval van DBT geven de gradiënt en de MTF een duidelijk beeld van de afwegingen die een producent van dergelijke systemen heeft gemaakt.

Voorspelling van de klinische meerwaarde van semi 3D ten opzichte van 2D beelden is sterk afhankelijk van de (anatomische) structuren in het object, maar blijkt in beperkte mate mogelijk. Met de begrippen grensgevoeligheid en drempelwaarde van een systeem wordt letterlijk de grens aangegeven waarmee - met een specifieke zekerheid - een detail gedetecteerd kan worden, als functie van de grootte van dat detail.

Inzet van het instrument bij acceptatie van röntgensystemen en bij de optimalisatie van protocollen  kan een belangrijke bijdrage vormen bij de kwaliteitsverbetering van het klinisch gebruik van röntgensystemen.

  1. Protocol for the Quality Control of the Physical and Technical Aspects of Digital Breast Tomosynthesis Systems version 1.0 March 2015 (EUREF)
  2. PhD Thesis Frits van der Meer, Afbeeldingkwaliteit van röntgendiagnostische systemen, gereedschappen voor de klinische praktijk, ISBN 90 75655 02 9
  3. Rose, Albert (1973). Vision - Human and Electronic. Plenum Press. p. 10. ISBN 9780306307324.
  4. Breast cancer screening with tomosynthesis (3D mammography) with acquired or synthetic 2D mammography compared with 2D mammography alone (STORM-2) a population-based prospective study, B.D. Macaskill, et al.,  Lancet Oncology, june 23, 2016
  5. handleiding Hologic Dimension

 

Noot : met dank aan firma Tromp voor de discussie naar aanleiding van deze studie

Toon alle referenties

Auteur