DIGITAALISET KUVANTAMISMENETELMÄT: KUVALEVY- JA TAULUKUVAUSTEKNIIKAT Tuomo Saloheimo Päivitys 6.1. 2016
4. DIGITAALIKUVAUS Tässä monisteessa ei käsitellä tietokonetomografiaa, vaikka myös sekin perustuu digitaalitekniikkaan. 4.1 DIGITAALINEN KUVALEVYKUVAUS 4.1.1 Kuvalevykuvauksen yleiset ominaispiirteet - Kuvaustilanne ja laite ovat aivan normaalin filmikuvauksen kaltaiset. - Filmin ja vahvistuslevyjen sijasta kasetissa on kuitenkin kuvalevy. - Kuvalevyssä olevaan materiaaliin osuessaan röntgenkvantit tuottavat viritystiloja: Toisin, kuin vahvistuslevyssä, elektronit eivät palaa heti, vaan jäävät metastabiileille viritystiloilleen. - Viritystilojen muodostama latentti kuva säilyy levyllä joitakin päiviä, mutta sen taso heikkenee, koska toisaalta viritykset palautuvat pikkuhiljaa ja toisaalta taustasäteily hunnuttaa kuvaa. - Viritykset laukeavat nopeassa tahdissa, kun viritettyihin molekyyleihin osuu tietyn aallonpituuden valoa (käytännössä laseria). Fotostimuloituvia materiaaleja on monia, joista kuitenkin vain osa soveltuu kuvalevymateriaaleiksi. Tässä kuvataan erään yleisimmän materiaalin, seostetun bariumfluoridi-bromidin toimintaperiaatetta. Röntgen- ja uv-säteiden absortio tuottaa elektroni-aukkopareja fotostimuloivaan kiteeseen. Elektroni-aukkopari nostavat kiteeseen seostetut Eu 2+ -ionit virittyneeseen Eu 3+ -tilaan, kun ionista poistuu yksi elektroni. Kun elektroni palaa takaisin ja ioni perustilaansa, prosessissa vapautuu näkyvää valoa. Elektronit eivät kuitenkaan palaa heti paikoilleen vaan ne on sidottu toiseen ns. aktivaatiokeskukseen. Tästä syntyy latentti kuva, kun viritysten laukeaminen ei tapahdukaan heti.
- Viritystilojen muodostama latentti kuva säilyy levyllä joitakin päiviä, mutta sen taso heikkenee, koska toisaalta viritykset palautuvat pikkuhiljaa ja toisaalta taustasäteily hunnuttaa kuvaa. - Viritykset laukeavat nopeassa tahdissa, kun viritettyihin molekyyleihin osuu tietyn aallonpituuden valoa (käytännössä laseria). BaFBr:Eu-pohjaiset kuvalevyt absorboivat bariumin k-absoptiopiikin vaikutuksesta erityisen voimakkaasti 3-0 kev:n kvantteja. Absorption tehokkuus laskee energian kasvaessa. Vertailun vuoksi esimerkiksi Gd 2O 2S:Tb pohjainen vahvistuslevy absorboi gadoliniumin k-absortiopiikin vuoksi 60 kev:n alueella ja sitä korkeammallakin energia-alueella kuvalevyä selkeästi paremmin. Koska sironnut säteily on yleensä alhaista energialtaan, kuvalevy on vahvistuslevyä herkempi sille - Kuten filmikin, kuvalevy on valoherkkää, koska valo laukaisee kuvalevyn virityksiä. - Kuvalevy laitetaan eksponoinnin jälkeen lukulaitteeseen: erittäin kapea lasersäde (vrt CDsoitin) skannaa kuvalevyn jokaisen pisteen. - Valoilmaisimena toimiva valomonistinputki mittaa kustakin pisteestä syntyvän valomäärän. - Laserin valon ja syntyvän loistevalon aallonpituudet ovat erilaisia, joten laservalo on helppoa erottaa informaatiosta optisesti.
Kun kuvalevy on skannattu, se puhdistetaan vielä mahdollisesti jääneistä virityksistä voimakkaalla valolampulla. - Skannauksessa tieto valomääristä tallennetaan tietokoneen muistiin. - Laserin asennon perusteella muistiin menee myös kunkin pisteen x- ja y-koordinaatit. - Näistä muodostuu kolmen numeron yhdistelmiä: (sijainti pystysuunnassa, sijainti vaakasuunnassa, tummuusaste) - Sijainti jaetaan kuvalevyllä useimmiten joko 1024 tai 2048 eri arvoon/suunta. - Yhtä näillä koordinaateilla ilmastua paikkaa kutsutaan pikseliksi. Digitoinnissa signaali täytyy ottaa näytteenä (sampled) ja muuntaa numeroksi (quantized). Sampling = määritetään fotostimuloidun signaalin paikka ja koko ja kvantifiointi määrittää signaalin amplitudin näytteenottoalueella. Valomonistinputken signaali mitataan tietyllä ajallisella taajuudella koordinoidusti lasersäteen skannaustaajuuden kanssa ja muutetaan sitten kunkin kohdan intensiteettiä vastaavaksi kokonaisluvuksi. Tämä näytteenottonopeus on jopa 2000-kertainen laserin asentoon liittyvään näytteenottotaajuuteen verrattuna. Pikselikello koordinoi intensiteettitiedon liittämistä oikeaan skannausalueeseen. Täten suhde näytteenottotaajuuden ja paikkamääritystaajuuden (fast scan (line) rate) välillä määrää pikselikoon poikittaisessa skannaussuunnassa. Skannauksen pitkittäissuunnassa muodostuvan viivan leveys on sama kuin pikselin korkeus (pikseli on neliö), joten skannausnopeus riippuu pikselikoosta (montako riviä on skannattavana). Tyypillisesti pikselikoko on 100-200 mikrometriä. - Mitä suurempi määrä pikseleitä on pituusyksikköä kohti, sitä pienempi pikseli on. (Esim. 20 cm x 20 cm kokoisessa kuvassa 1024 x 1024 pikselin kuvassa yhden pikselin koko on noin 0,2 mm. 40 cm x 40 cm kuvassa pikselin koko olisi tällöin 0,4 mm.) - Pieni pikselikoko tuottaa hyvän (laskennallisen) paikkaerotuskyvyn. - Tummuusasteita (harmaasävyjä)on yleensä 1024 kappaletta, siis paljon enemmän, kuin silmä pystyy erottamaan.
- Pikselisyvyys tarkoittaa digitaalisen numeron skaalaa (tässä harmaasävyjen skaalaa). 10-bittinen =>1024 sävyä, 12-bittinen => 4096 sävyä ja 16-bittinen 636 sävyä. Kodak muuntaa alkuperäisen 16-bittisen kuvan digitaalisella logaritmimuunnoksella 12-bittiseksi. Muut käyttävät analogista logaritmista muunnosta (fuji) tai neliöjuurimuunnosta (agfa) ennen kuva digitointia - Kuvan alivalotus näkyy hieman tummana ja kohinaisena kuvana. Lievä ylivalotus taas näkyy erinomaisena kuvan laatuna (muista: säteilyn käytön oikeuttaa riittävä, ei paras kuvan laatu) - Aivan liian suurilla arvoilla kuvalevyyn tulee niin paljon säteilyä, että se menee tukkoon, ts. kaikkien pikselien alueella on maksimimäärä säteilyä. Informaatio lisääntyy >>>>>>>>>>> Kohina vähenee >>>>>>>>>>>
Näytteenottotaajuus 4.1.1.1 Kuvan digitaalinen signaali muodostuu näytteistä (sample). Tässä yhteydessä näytteenottotaajuudella tarkoitetaan, kuinka monta näytettä lukupää ottaa kuvasta millimetrin matkalla, esim. 4 näytettä/mm. Näytteenottotaajuus näkyy käytännössä kuvan pienimpänä Kuvalevyjen korkeakontrastista paikkaerotuskykyä rajoittavat monet eri tekijät: Kuvalevyn fosforoivan materiaalin koostumus ja paksuus, lasersäteen koko, PSL:n (photostimulated luminescence) ajallinen viive ja valon sironta kuvalevyllä lukuvaiheessa vaikuttavat modulaatioon ja hävikkiin esisämplätyssa signaalissa. Mitä pienempi lasersäteen halkaisija, sitä pienempiä alueita voidaan erotella. Mitä paksumpi fosforoiva kerros on, sitä laajemmalle laservalo siroaa ja täten huonontaa paikkaerotuskykyä Käytetty pikselikoko (yleensä 100-200 m) määräytyy pikselien lukumäärän ja kuvakoon suhteesta ja määrää yleensä lopullisen maksimiresoluution. teoreettisena pikselikokona: 4 näytettä milliä kohti tarkoittaa siis ¼ mm:n pikselikokoa. Mitä suurempi kuvakoko sitä heikompi paikkaerotuskyky. Paikkaerotuskyvyn tekniset standardit (specifications) riippuvat lukevan ja tulostavan laserin näytteenottotaajuudesta mielenkiintoalueella ja täten siis myös efektiivisestä pikselikoosta. Yleensä lukevan laserin efektiivinen säde kuvalevyllä on 100 m. Ulos tuleva näytekoko taas riippuu pikselien määrästä ja kuva-alueen koosta. Se ei kuitenkaan voi olla pienempi kuin lasersäteen koko. Lisäksi paikkaerotuskykyä rajoittavat mm. fosforoivan ainekerroksen ja suojaavan materiaalin paksuus, todellinen lasersäteen leveys, valon siroaminen levyllä ja laskentaelektroniikan rajallinen kyky havaita korkeita taajuuksia. High resolution-kuvalevy on paksuudeltaan noin puolet tavalliseen kuvalevyyn verrattuna. Tästä johtuen sen paikkaerotuskyky on parempi mutta vastaavasti havaitsemistehokkuus ja harmaasävyerotuskyky huonommat. Näistä seuraa prosessoimattoman kuvan heikompi kontrasti ja se, että korkean resoluution levyt tarvitsevat noin kolminkertaisen säteilynmäärän saavuttaakseen saman signaalikohinasuhteen kuin tavalliset levyt. Vaikka optimoidulle kuvalevysysteemille kontrastisensitiivisyys riippuu lähinnä kuvantamistekniikasta (kv, hila, geometria, ) laitteiston olennaisin kontrastiin vaikuttava ominaisuus on pikselisyvyys. Virheellisellä prosessoinnilla voidaan hävittää kontrastia. Toisaalta jopa virheellisesti prosessoitu kuva on mahdollista saada järkevälle kontrastialueelle uudelleenprosessoinnin avulla. 4.1.2 Kuvainformaation käsittely - Kuva muodostuu siis miljoonasta/nista pikseleistä, joilla on erilaisia tummuusasteita, jotka ovat verrannollisia pikselialueen säteilyannokseen. - Pikselien annoksista luodaan histogrammi:
4 4 6 6 4 3 1 3 3 4 4 6 3 6 6 2 6 2 4 3 2 1 frekvenssi: saman annoksen saaneiden pikselien määrä 1 2 2 2 3 3 3 3 4 4 4 4 4 6 6 6 6 1 2 4 3 2 1 2 3 4 6 1 2 3 4 6 Annos/pikseli - Potilaaseen osuneista säteistä tiheimpien ja paksuimpien paikkojen (luut) säteet ovat tasaisen kummun vasemmalla ja ohuimpien/vähiten tiheiden paikkojen (keuhkot) säteet oikealla laidalla. - Tummuusarvot kasvavat lineaarisesti annoksen mukana arvosta 0 arvoon 1024 (ilman jälkikäsittelyä). Filmikuvassahan annoksen ja tummuuden välinen riippuvuus seuraa ns. gammakäyrää. - Histogrammin oikeassa laitaan voi muodostua piikki, joka aiheutuu kuvalevylle suoraan osuneista säteistä
- (Fuji-järjestelmässä) S-arvo (sensitivity) määritetään histogrammin mediaanikohdasta. Eri laitevalmistajilla on omat tapansa ilmaista säteilymäärää: Fuji Sensitivity value (S-value): S = 200/Emedian Agfa Log Median Value (LgM): 200-levylle Kodak: Exposure Index, EI LgM = 2,2 + lg E EI = 2000 + 1000 x lg Eaverage Konica: Sensitivity value (S-value): S = QR x E1/E QR riippuu kuvalevyn herkkyydestä (melkein sama kuin filminopeus) E 1 = se säteilytysarvo, joka tuottaa levylle tummuma-arvon 13 E = kaikissa säteilytys mr-arvona Kuvalevyn nopeus = 200 QR = Mediaani-annos 200 Gy mr Fuji S-number Agfa SAL Agfa LgM Kodak Exposure Index Konica Sensivity Number 1,00 0,11 174,39 71,67 1,80 106,90 174,39 8,78 1,00 199,93 1204,21 2,21 2000,1 199,93 10,00 1,14 17,44 1272,4 2,26 206,90 17,44 0,00,70 3,09 308,70 3,02 27,87 3,09 100,00 11,40 17,4 4077,30 3,27 306,90 17,4 S-arvo pienenee, kun kokonaisannos kasvaa. Kuvalevyjen dynaaminen alue ja havaittu säteilytyssensitiivisyys ulottuvat (1-)10 mikroröntgenistä (10-)100 milliröntgeniin (kertalukuero 10000). Diagnostisissa tilanteissa pärjätään yleensä paljon kapeammalla kuin kertalukua 10000 vastaavalla dynaamisella alueella. Säteilymäärän ja valoisuuden määrän suhde linearisoidaan logaritmisella vahvistuksella. Tällä tavoin syntyvän raakakuvan kontrasti on hyvin heikko. Kuvan säteilymäärän ja valoisuuden suhdetta korjataan jälkikäsittelyllä, jossa otetaan huomioon kohteen histogrammissa esiintyvät, tutkimuskohtaiset erot.
- Kuvaa voidaan jälkikäsitellä monin tavoin: a) Kontrastia voidaan lisätä tietylle alueelle jyrkentämällä tummuuskäyrää luun, pehmytkudoksen tai keuhkojen alueella. b) Kuvasta voidaan ottaa tietyltä alueelta suurennus c) Kuvaan voidaan tuottaa reunaviivan korostus (korostetaan korkeita taajuuksia josta tosin haittana on kohinan lisääntyminen) tai reunaviivan pehmennys (suodatetaan korkeita taajuuksia, josta seurauksena on kohinan väheneminen).
4.1.4 Kuvalevykuvan lukuvirheet: aliasing eli laskostuminen (wrap around) Aliasing on digitaalisessa analyysissa yleinen virheilmiö (mm. mri ja ultraäänikuvauksen dopplersovellukset). Tässä tapauksessa informaation käsittelyyn käytettävä Fourier-analyysi tulkitsee väärin erotuskykyä tiheämmässä olevien kohteiden (ns. Nyqvistin taajuusalueen ulkopuolisia) signaaleja ja yrittää sijoitta ne kuvaan. Jos esim. kuvalevyn erotuskykyraja on viivaparia/mm ja näytteenottotaajuus on vp/mm tai 2, mm/mm, yli 2, viivaparin/mm signaalit tulkitaan alle 2, viivaparin/mm signaaleiksi. Laskostumisvirhettä voi kontrolloida poikittaisessa skannaussuunnassa alipäästösuodatuksella. Pitkittäisessä suunnassa tämä ei ole mahdollista. HR-levyissä ongelma korostuu, erityisesti, kun 200 mikrometrin pikselikoossa näytteenotto tapahtuu Nyqvistin taajuudella 2, vp/mm. Laskostumisen vaikutus kuvaan vaihtelee: kohinan lisääntyminen, kvanttitehokkuuden aleneminen Nyqvistin taajuutta pienempiä detaljeja aiheuttavat mm. hilan tuottamat signaalit. Toisaalta Nyqvistin taajuuden sisällä tapahtuva signaalin modulointi parantaa paikkaerotuskykyä pienten kohteiden parantuneen kontrastin takia. 4.2 SUORAT DIGITAALIKUVAUSJÄRJESTELMÄT Suorilla järjestelmillä tarkoitetaan tässä niitä, joissa kuvainformaatio siirtyy digitaaliseen muotoon ilman kasetin, kuvalevyn tai vastaavan siirtelyä paikasta toiseen. 4.2.1 Termejä systeemeistä, aineista ja vempeleistä Digitaalisessa röntgenkuvauksessa vallitsee termikaaos, mikä johtuu lähinnä siitä, että termeillä on aikanaan yritetty luokitella sen aikaiset laitteet, jolloin uudet vielä keksimättömät laitteet eivät mahdukaan tuohon luokitteluun. * CR = computed radiography = kuvalevyjärjestelmä, jossa röntgensäteilyn kuvalevylle tuottamat viritykset puretaan erillisellä kuvanlukijalaitteella. * DR = direct radiography = suora digitaalinen järjestelmä siinä mielessä, että kuvainformaatio luetaan röntgensäteilyä ilmaisevasta laitteesta (ainakin lähes) reaaliaikaisesti.
* Indirect conversion = epäsuora muunnos, mikä tarkoittaa, että laitteessa on vahvistuslevyä vastaava, röntgensäteilyn energian valoksi muuntava tuikeainelevy (scintillation phosphor), jonka tuottama valo muunnetaan sähköiseksi informaatioksi. Lisäksi tähän ryhmään voidaan ajatella kuuluvan perinteisen läpivalaisun digitaaliset sovellukset, joissa röntgensäteilyn informaatio muunnetaan fotokatodiin perustuvalla kuvanvahvistimella ja muunnetaan sähköiseen muotoon jollakin digitaaliseen käyttöön soveltuvalla valoilmaisimella. * Direct conversion = suora muunnos, mikä tarkoittaa, että röntgensäteilyn energia muuttuu ilmaisimessa suoraan sähköiseksi informaatioksi. * FPD = Flat panel detector = taulukuvausilmaisin tarkoittaa litteää suoraan digitaaliseen kuvaukseen käytettävää kuvareseptoria. Näitä ovat lähinnä amorfiseen piihin tai seleeniin ja TFTtranstistoreihin perustuvat sovellukset. Suomalainen termi on johdettu taulutelevisio-nimityksestä.
4.2.1 DR-tekniikka 4.2.2.1 DR:n epäsuoran muunnoksen sovellukset 4.2.2.1.1 Epäsuoraan muunnokseen perustuva taulukuvaustekniikka: Amorfinen pii-ilmaisin Tässä sovelluksessa tuikemateriaalissa syntyvä valo havaitaan amorfisessa piissä muodostuvina varauksina, jotka taas koodataan pikselikohtaiseksi tiedoksi piikerroksen alla olevien pienten TFTtransistorien välityksellä (yksi TFT/pikseli). TFT-matriisi on siis samanlainen kuin seleenitaulukuvauslaitteissakin. Tuikemateriaaleina käytetään useimmiten joko talliumsekoitteista cesiumjodidia tai gadoliniumsekoitteita. Gadoliniumlevyissä tuikeainekiteet on sekoitettu tasaisesti levymateriaaliin (strukturoimaton rakenne). Sen sijaan cesiumjodidikiteet ovat toisiinsa nähden 10 m paksuina vierekkäisinä tankoina (strukturoitu rakenne, vrt. Sibelius-monumentti, ks. kuva ), jollainen rakenne auttaa valon suuntautumista levytasoon nähden kohtisuoraan. Tämän ominaisuutensa takia cesiumjodidi-ilmaisin tuottaa gadoliniumilmaisinta paremman paikkaerotuskyvyn johtuen sen pillijäämäisestä rakenteesta. Koska valo ei juuri siroa sivusuuntaan, ilmaisin voidaan myös rakentaa melko paksuksi, mikä parantaa sen kvanttitehokkuutta (suurempi prosentti potilaan läpäisseestä säteilystä jää ilmaisimeen) ja tämän myötä myös signaali-kohinasuhdetta. Toisaalta materiaali on juuri tuon rakenteensa vuoksi haurasta, mikä rajoittaa ilmaisimen liikuteltavuutta. Liikuteltavissa laitteissa tuikeaineena onkin yleensä jokin muu kuin cesiumjodidi.
4.2.2.1.2 CCD-ilmaisinsovellukset CCD on puolijohdeteknologiaan perustuva valodiodi, joka muuntaa valoinformaation sähköiseksi. Ilmaisin muodostuu pienistä CCD-siruista, joista kukin edustaa yhden pikselin aluetta. Yhden diodin muodostama pikseli voi olla kooltaan esim. 2 µm. Tavallisimmin ilmaisin on kuva-aluetta pienempi ja vahvistuslevyn valo ohjataan ilmaisimeen kokoavan linssin avulla. Samaa teknologiaa käytetään digitaalisissa kameroissa. Laitteen heikoin ominaisuus on valotehon suhteellisen heikko havaitsemisprosentti (kvanttitehokkuus), mistä seuraa diagnostiseen kuvaan vaadittavat korkeahkot potilasannokset tai vaihtoehtoisesti korkea signaali-kohinasuhde. Suomessa tunnetuin radiografian CCD-sovellus on linssitekniikkaa käyttävä IMIX-laite, joka on suuren potilasannoksen takia käytännössä kadonnut markkinoilta. CCD-tekniikkaa sovelletaan myös skannaavassa mallissa, jossa CCD-ilmaisimet ovat kapeana jonona, johon viuhkamaiseksi kollimoitu röntgensäde osuu kuva-alueen yli pyyhkäistessään. Kapea keila tuottaa vähän sirontaa, mikä parantaa kuvan laatua ja pienentää potilasannosta. Laite on kuitenkin suhteellisen hidas kuvan muodostuksessaan ja soveltuu vain kiinteisiin laitekokonaisuuksiin.
4.2.2.2 Suora muunnos: Amorfiseen seleeniin perustuva taulukuvaus Kuvareseptorin muodostavat amorfista seleeniä oleva säteilyherkkä materiaali. Muita, harvinaisempia ilmaisinmateriaaleja seleenin sijasta: lyijyoksidi, lyijyjodidi talliumbromidi ja jotkin gadoliniumyhdisteet Röntgenkvantin absorboituessa seleeniin se tuottaa varausparin, jonka tuottama virta havaitaan alemmassa levyssä olevassa, pikselin kokoisista TFT-transistoreista muodostuvassa matriisissa. Laitteen erityisvahvuus on siinä, että varausparit suuntaavat virran kohtisuoraan levytasoon nähden, jolloin ilmaisun aikana ei synny sirontaa, kuten on laita useissa valotuikahdukseen perustuvissa menetelmissä. Tästä seurauksena järjestely mahdollistaa erittäin hyvän paikkaerotuskyvyn. Lupaavimmat aluevaltaukset on tehty suurta tarkkuutta vaativassa mammografiassa. Tekniikan heikoin lenkki lienee siinä, että kuvainformaatio jää ilmaisimiin suhteellisen pitkäksi ajaksi, mikä rajoittaa nopeiden kuvasarjojen tuottokykyä. On kuitenkin kyetty valmistamaan jopa 30 kuvaa sekunnissa tuottavia sovelluksia, mikä mahdollistaa jopa valtaosan läpivalaisunkin kuvaustilanteista. Vanhemmat seleenisovellukset perustuivat sylinteriin, jonka pinnalle röntgensäteily tuotti varauksia, kun se skannasi viuhkamaisella säteilykeilalla kuvausaluetta potilaan takana. Menetelmä on kovin kankea liikuteltavuuden kannalta ja soveltuu vain täysin kiinteisiin (lähinnä thorax-) telineisiin.
4.2.3 DIGITAALISEN KUVAN LAATUPARAMETREJA 4.2.3.1 Paikkaerotuskyky Kertausta: Paikkaerotuskyky (Spatial resolution) kertoo sen, kuinka pienet yksityiskohdat on erotettavissa toisistaan. Sitä kuvataan usein toisistaan erottuvien viivaparien määrällä millimetrissä. Tässä emme tarkastele röntgensäteilyn laadun vaikutusta paikkaerotuskykyyn vaan keskitymme pelkästään ilmaisimen vaikutukseen siihen. Ilmaisimen paikkaerotuskyky riippuu pikselikoosta (filmissä raekoosta) ja siitä, kuinka tarkasti primäärisen röntgensäteen tuottama informaatio osuu ilmaisimen perusyksikköön (pikseli/filmirae). Seleeni-ilmaisimella varustettujen taulukuvauslaitteiden paikkaerotuskyky on lähtökohtaisesti parempi kuin amorfiseen piihin perustuvilla laitteilla. Syynä on se, että röntgenkvantin ilmaisimeen aiheuttaman virran suunta on täsmälleen kohtisuora ilmaisinlevyyn nähden, kun taas amorfiseen piihin perustuvassa laitteessa röntgensäteen tuottamilla valotuikahduksilla on satunnaista jakaumaa sinne tänne. Tätä valoa voidaan jossain määrin kollimoida sillä, että cesiumjodidikiteet itse johtavat valon muotonsa ansiosta kohtisuoraan ilmaisimeen. Tästä taas johtuu se, että cesiumjodidia käyttävät ilmaisimet ovat lähtökohtaisesti parempia paikkaerotuskyvyltään kuin esim. gadoliniumpohjaiset ilmaisimet. 4.2.3.1.1 Pikselikoon vaikutus erotuskykyyn. Nyquistin lain mukaan paras saavutettavissa oleva erotuskyky määrittyy pikselikoon mukaan siten, että pienin erottuva kohde voi olla vähintään puolet pikselikoosta. Diagnostisessa käytössä vaaditaan yleensä enintään kolmen viivaparin/mm erottuvuutta, mikä kriteeri täyttyy suurimmassa osassa laitetyypeistä. Joissakin tapauksissa kuten digitaalisessa mammografiassa vaaditaan vähintään viiden viivaparin/mm erottuvuutta, mikä asettaa erityisvaatimuksia ilmaisinlaitteistolle. Tallennustapa Vahvistuslevy Pikselikoko m Viivaerotuskyky (viivapareja/mm) Dynaaminen skaala Filmi Gd2O2S 30 Kuvalevy BaSrFBr:Eu 200 2, 40000 Linssi-CCD Gd2O2S 167 3 4000 Skannaava CCD CsI:TI 162 3,1 10000 Amorfinen seleeni 139 3,6 10000 Amorfinen pii Gd2O2S 160 3,1 10000 Amorfinen pii CsI:TI 143 3, 10000
4.2.3.2 Kuvan jälkikäsittely Kuvan jälkikäsittelyllä pyritään parantamaan kuvan diagnostista laatua etupäässä vähentämällä kohinaa, poistamalla teknisiä artefakteja, optimoimalla kontrastia ja korostamalla reunaviivoja. Vaikka kuvan paikkaerotuskyky ei ole primääristi parannettavissa jälkikäteen, joillakin optimoinneilla voi olla vaikutusta diagnostiseen paikkaerotuskykyyn. Optimoinnin perusominaisuuksiin kuitenkin kuuluu, että korostamalla jotain asiaa toinen asia voi peittyä. Tällöin vaaditaan siis joko erinomaista taitoa arvioida, mitä kuvassa on näyttävä tai käytettävä kohteen mukaan pitkälle optimoituja ohjelmia. 4.2.3.3 Dynaaminen alue (Dynamic range) ja valotusvara (latitude) Dynaamisella alueella tarkoitetaan signaalivoimakkuuksien erojen havaitsemisen skaalaa, joka on mahdollista tietylle ilmaisimelle. Esim. filmille luku 1/30 tarkoittaa, että filmi voi havaita eroja röntgensäteilyn intensiteeteissä, jos heikoin komponentti on 30-osa voimakkaimmasta. Digitaalikuvissa on valtavan paljon laajempi dynaaminen alue filmiin verrattuna. Tästä johtuen virheellinen valotus johtaa harvoin uusintakuvaan. Toisaalta samasta kuvasta voi valita paljon harmaasävyjä melko helposti tietylle kudostyypille (esim. aivot) ja käsitellä sen jälkeen jollekin toiselle kudokselle (esim. luu) sopivaksi. Toisaalta käytännön kuvaustilanteissa laaja dynaaminen alue voi aiheuttaa huoletonta säteilyn käyttöä, koska kuva ei käytännössä anna selkeää merkkiä vielä melko suuristakaan ylivalotuksesta. Digitaalisessa kuvassa todellinen valotusvara (latitude) on teoreettista selkeästi kapeampi: 0% alivalotus tuottaa kuvaan merkittävästi rakeisuutta kohinan takia ja kaksinkertainen ylivalotus aiheuttaa kontrastin menetyksen, kun yksittäisten pikselien alueen annoseroja ei enää kyetä erottamaan. Toisaalta digitaalisessa kuvassa valotusvaran ja kontrastin välinen suhde on filmikuvaa helpommin muokattavissa käyrän muotoa muuttamalla. Kuvalevykuvan dynaaminen alue on eri laitetyypeistä laajin, mutta käytännössä kaikilla digitaalisilla järjestelmillä on laajempi kuin mitä kohtuullisesti oikeaan osunut valotus edellyttää.
4.2.3.4 Dynaamisen alueen lineaarisuus Lineaarisuudella tarkoitetaan, kuinka hyvin ilmaisimesta ulostuleva signaali noudattaa siihen tulevan informaation intensiteettivaihtelua. Filmi-vahvistuslevy-yhdistelmässä röntgensäteilymäärän suhteelliset erot eivät toistu samassa suhteessa kuvan valoisuuksina vaan muutokset ovat suurempia valotusvaran keskikohdalla kuin ala- ja ylälaidassa. Tällöin pienetkin valotusajan muutokset voivat aiheuttaa optimaalisen kontrastin menetyksen kuvasta. Digitaalisissa järjestelmissä ulostulosignaali on käytännössä aina suorassa suhteessa säteilymäärän suhteellisiin eroihin. Suhdetta muutetaan jälkikäsittelyllä käytännössä aina kuvan kontrastivaatimusten mukaisesti sopivaksi. 4.2.3. Modulaation siirtofunktio (Modulation Transfer Function) MTF Modulaatio kertoo, kuinka suurta valoisuuden vaihtelua kuvassa on suhteessa valon kokonaismäärään: Modulaatio = M = (Lmax Lmin) / (Lmax + Lmin) Lmax = alueen maksimiluminisenssi (luminisenssi = valon määrä) Lmin = alueen minimiluminisenssi MTF kertoo filmin tai koko kuvausjärjestelmän kyvystä toistaa kontrasteja tietyllä paikkaerotuskyvyllä: MTF = Mi / Mo Jossa Mi on kuvan ja Mo kohteen modulaatio. MTF:n arvo 1 tarkoittaisi, että kuvassa valoisuuden vaihtelu on täsmälleen niin suurta kuin kohteessakin. Suuri MTF:n arvo kertoo, että ilmaisin kykenee toistamaan ilmaisimeen tulevan röntgensäteilyn määrän vaihtelun aiheuttamat erot. MTF:n arvo pienenee paikkaerotuskyvyn kasvaessa. Toistaiseksi löytämäni lähdeaineiston (P.Willems, P.Soltani, B.Vaessen, 1 the WCNDT, Rome 2000) mukaan seleenipohjaisen taulukuvauslaitteen MTF-arvot näyttävät olevan lähes filmikuvan luokkaa muiden sovellusten jäädessä tästä tasosta selkeästi.
Kohinattomassa signaalissa minimiero, joka voidaan ilmaista digitaalisten pikselien välillä, riippuu mahdollisista numeroarvoista ja toisaalta kohdealueen signaalin voimakkuudesta suhteessa taustatasoon. Useimmissa järjestelmissä pikselien arvot määräytyvät stimuloituneen valon määrän tai levylle absorboituneen annoksen logaritmin mukaan, jolloin kontrasti muodostuu pikselien numeeristen arvojen eroista. Kontrastin sensitiivisyys eli havaittavuus riippuu lisäksi havaitsemisen tehokkuudesta (elektronia/absorboitunut röntgenkvantti, röntgenkvanttien määrä/ad yksikkö, ) sekä röntgenkvanttien, valon ja elektroniikan aiheuttaman kohinan tasosta suhteessa kontrastieroihin. Lisäksi siihen vaikuttavat käytetty kv, katseluolosuhteet (näytön kontrasti ja luminanssi, häiritsevän taustavalon määrä, katsojan optiset rajoitteet, ). 4.2.3.6 Signaali-kohinasuhde Signaali-kohinasuhteella tarkoitetaan kuvassa olevan diagnostisen informaation ja muun siinä esiintyvän informaation välistä suhdetta. Kuvan kannalta kohina sisältää hajasäteilyn, ilmaisimessa tapahtuvan valon sironnan ja elektronisen kohinan. Ilmaisimen itsensä kannalta hajasäteily ei ole kohinaa. Seuraavassa signaalikohinasuhdetta tarkastellaan vain ilmaisimen kannalta. 4.2.3.7 Havaittava kvanttitehokkuus DQE Havaittava kvanttitehokkuus DQE liittyy ilmaisimen tehokkuuteen sen muuntaessa röntgenenergiaa kuvan signaaliksi. Se lasketaan vertaamalla ilmaisimen ulostulon signaali-kohinasuhdetta sen sisään tulevaan. DQE = ( Ilmaisimen ulostulosignaalin signaali-kohinasuhde) 2 (Ilmaisimeen tulevan signaalin signaali-kohinasuhde) 2 Tätä suhdetta kuvataan spatiaalisen frekvenssin funktiona (alhainen sf => yleishahmo, korkea sf => tarkka rajojen erottuvuus). Sf:n sijasta voidaan muuttujana käyttää myös viivaerotuskykyä. DQE riippuu säteilymäärästä, paikkaerotuskyvystä, MTF:sta ja detektorimateriaalista. Myös säteilyn laatu (kv) vaikuttaa asiaan. DQE:n teoreettinen maksimiarvo on 1, mikä tarkoittaa, että ilmaisimeen tuleva informaatio toistuu ilmaisesta poistuessaan kohinan suhteen muuttumattomana. Käytännössä DQE:n arvot ovat alle 0,4:n suurella erotuskyvyn ollessa alhainen ja putoavat alle 0,1:n suurella paikkaerotuskyvyllä. Havaittava kvanttitehokkuus riippuu kvanttien havaitsemistehokkuudesta kuvalevyllä ja joka prosessin tasolla syntyvään kohinasta. Esim. kuvalevyllä tämä sisältää virityksen aiheuttavien elektronien määrän röntgenkvanttia kohti, latentin kuvan stimulaatiossa ja emissiossa syntyvän kohinan sekä signaalin synnyssä ja digitoinnissa syntyvän elektronisen kohinan. Korkea DQE tarkoittaa, että kelvolliseen kuvaan tarvitaan vähän säteilyä. Se ei kuitenkaan tarkoita aina hyvää kuvanlaatua. Alhainen DQE taas tarkoittaa, että kuvassa on alkuperäiseen informaatioon nähden paljon kohinaa. Useiden lähteiden tulokset viittaavat siihen, että digitaalisista sovelluksista amorfiseen piihin perustuvat taulukuvauslaitteet tuottavat parhaat arvot kuvalevyn jäädessä vertailussa häntäpäähän (CCD-sovellukset eivät ole tässä mukana). Mikään näistä ei kuitenkaan näytä yltävät perinteisen filmi-vahvistuslevy-yhdistelmän tasolle. Joissakin digitaalisissa reseptoreissa ilmaisimen herkin alue voi olla alhaisilla säteilyenergioilla. Tästä johtuen näissä laitteissa tarvittava primäärisäteilyn määrä ei laske säteilyn läpäisevyyden lisääntyessä yhtä voimakkaasti kuin esimerkiksi filmi-vahvistuslevy-yhdistelmässä. Tällöin myös optimaaliset kv-arvot voivat jossain määrin vaihdella laitekohtaisesti samalle kuvauskohteelle.
(P.Willems, P.Soltani, B.Vaessen, 1 the WCNDT, Rome 2000) Filmi-vahvistuslevy-yhdistelmät ovat kontrastirajoitteisia rajallisen valotusvaransa takia, kuvalevyt taas kohinarajoitteisia. Kuvalevykuvan kohinaa aiheuttavat kvanttikohinan aiheuttava röntgenkvanttien absorption satunnaisuus, syntyneen luminisessivalon satunnaisuus lukuvaiheessa, kvantifiointikohina lisää epätarkkuutta diskreetteihin signaalien amplitudiarvoihin (tämä riippuu bittisyvyydestä) ja elektronisten piirien tuottama elektroninen kohina. Alhaisemmasta havaitsemistehokkuudesta johtuen normaaliresoluution kuvalevy tarvitsee noin 2-kertaisen valotuksen nopeuden 400 filmi-vahvistuslevyyn verrattuna. 4.2.3.8 Potilasannos digitaalikuvauksessa Tutkimuksissa ( Esim. Busch HP, Busch S, Decker C, et al. Image quality and exposure dose in digital projection radiography. Rofo 2003;17:32 37) on ilmennyt, että kuvalevykuvan annosta voidaan laskea merkittävästikin joissakin erityistapauksissa, mutta usein se johtaa kohinan lisääntymisen myötä diagnostisesti kelpaamattomaan laatuun. Sen sijaan taulukuvaussovelluksissa annoksen laskumahdollisuudet ovat suuren kvanttitehokkuuden ansiosta merkittävästi paremmat. Vain muutamista rintakehän alueen tutkimuksista on raportoitu annoksen noususta taulukuvauksen yhteydessä, mutta nämä raportit ovat jo vuodelta 2000, minkä jälkeen laitteet ovat kehittyneet valtavasti. Opiskelijoidemme tekemissä annosmittauksissa taulukuvauksen annokset ovat merkitsevästi alhaisempia vastaaviin kuvalevykuvauksiin thorax-kuvauksissa.