Den nuklearmedicinska bilden

Transkript

1 Den nuklearmedicinska bilden Charles Widström Sjukhusfysik Akademiska sjukhuset Uppsala SFNM Vårmöte 2014, Uppsala 1

2 Hal Anger 1958 gjordes den första prototypen för en gammakamera NaI(Tl) kristall med forografisk plåt Låg känslighet Lång insamlingstid 1962 lanserades den första kommersiella Anger-kameran (Ohio, USA) Den sk Anger-principen gäller fortfarande Gammakameran

3 GAMMAKAMERAdetektorn består av: - Kollimator - Kristall - Ljusledare - PM-rör - Elektronik

4 Principen för GAMMAKAMERAN Kollimatorns uppgift är att ta bort spridd strålning. Parallellhål Divergerande Konvergerande Pin-hole Kristall, NaI(Tl) ~9.5 mm Kollimator

5 Principen för GAMMAKAMERAN Scintillationskristallens uppgift är att omvandla inkommande fotonenergi till ljus. Det är i regel en NaI(Tl) - kristall Mängden ljus är proportionell mot deponerad energi. Kristall, NaI(Tl) ~9.5 mm Kollimator

6 Principen för GAMMAKAMERAN Ljusledare (optisk koppling) Ljusledarens uppgift är att dels vara en optisk koppling mellan kristallen och PM-rören och dels koncentrera ljuset till PM-rören. Ljusledare Kristall, NaI(Tl) ~9.5 mm Kollimator

7 Principen för GAMMAKAMERAN Förförstärkare PM-rör Ljusledare Kristall Foto-multiplikatorrör (PM-rör) PM-rörens uppgift är att omvandla det Kollimator skapade ljuset till en elektrisk signal

8 Principen för GAMMAKAMERAN Positionselektronik X Y Z PM-rör Ljusledare Kristall, NaI(Tl) ~9.5 mm Kollimator

9 Några komponenter PM fotomultiplikator Förförstärkare Anger-elektronik

10 PM - fotomultiplikator PM-rörens uppgift är att omvandla ljuset från fotokatoden till en elektrisk signal. Antalet varierar (t ex 61, 96). De kan vara cirkulära eller hexagonala. Varje PM-rör har en förstärkare. fotokatod fotoelektron dynoder vakuum anod ljusfoton från kristallen (scintillationsljus) signal -> förförstärkare HV 10

11

12 Förförstärkaren Med förförstärkaren ges alla PM-rör samma signalamplitud ut. Innan justering Efter

13 Anger-elektronik Med hjälp av ett intelligent resistansnät bestäms positionen för en scintillaton. Detta ger positionen (x,y) för scintillationen

14 Principen för gammakameran Z X Y Pulse shape control Kontrollerar att pulsen har rätt utseende

15 Principen för gammakameran Ej OK, pulsen kastas Z X Y Pulse shape control OK Energy correction Korrigerar signalstyrkan över hela bildfältet i en given position (X,Y)

16 Principen för gammakameran Ej OK, pulsen kastas Z X Y Pulse shape control OK Energy correction Pulse height analysis Kontrollerar att energin ligger inom avsett energifönster

17 Principen för gammakameran Ej OK, pulsen kastas Z X Y Pulse shape control OK Energy correction Pulse height analysis OK Linearity correction Korrigerar positionen (x,y) för olinearitet

18 Principen för gammakameran Ej OK, pulsen kastas Z X Y Pulse shape control OK Energy correction Pulse height analysis OK Linearity correction Korrigerar för det som linearitetsoch energikorrektionen ej avhjälpte. Uniformity correction?

19 Principen för gammakameran Ej OK, pulsen kastas Z X Y Pulse shape control OK Energy correction Pulse height analysis OK Linearity correction Computer Uniformity correction?

20 Vad bestämmer bildens kvalitet? Uniformitet (linearitet- och energikorrektion) Känslighet (effektivitet) Energiupplösning Geometrisk (spatiell) upplösning Patienten (rörelse, spridning, upptag,..)

21 Uniformitet/homogenitet: - Mått på känslighetsvariationer över detektorytan, eller snarare över Field Of View(FOV). Okorrigerad Korrigerad

22 Känslighet (Effektivitet): Detektorarea FOV(Field Of View) Kollimator hålstorlek, effektivt djup/längd PM-rör antal, storlek, form(runda/hexagonala) Kristall effektivitet, tjocklek Elektronik brus Kristall Kollimator FOV Hur stor del av kristallen ser fotonerna?

23 Känslighet (Effektivitet): Kristall effektivitet, tjocklek Kristall FOV Kollimator Hur stor del av kristallen ser fotonerna?

24 ~190 Kc ~800 Kc ~3 Mc ~5 Mc

25 Upplösning men vilken typ av upplösning? Energiupplösning Geometrisk eller spatiell upplösning

26 Energiupplösning: Kristall (densitet, tjocklek, ljusgenomsläpplighet) Fotokatod (omvandlar ljus till elektrisk ström - puls) PM-rör (förstärker pulsens amplitud) Ljusledare Kristall NaI(Tl) Fotokatod ~20% eff. PM-rör Foton (140 kev) /3*0.2 ~ 9000 ~3eV/foton ~9000 fotoner e - e - e - e - e - e *0.2 ~ 1400 fotoelektroner e - e - e - e - Poisson fördelning Scintillator ~20% eff. 9000*0.75 ~ 7000 fotoner Ljusförluster vid övergången mellan kristall och PM-rör ~25% Effektivitet : 0.2*0.75*0.2 => ~3%

27 Energiupplösning: FWHM - Full Width Half Maximum Energifönster: - Typiskt +/- 10% E R = FWHM H 0 Pulser/Energi dn dh Energifönster acceptansfönster! Ju mindre E R - dessto bättre! FWHM Ho H (kev) E R (140 kev) = ~10% halvl

28 Energiupplösning: Fotoner (händelser) som har en energi inom ΔE kommer att accepteras som icke spridd strålning och positionen kommer att registreras Övriga fotoner (händelser) kommer att diskrimineras Pulser/Energi dn dh Energifönster ΔE acceptansfönster! Ho H (kev)

29 Den inre upplösningen, FWHM i : (ingen kollimator) - Kristall (typ, tjocklek) - Ljusledare - Fotokatod - PM-rör - Förförstärkare - (Elektronik) - (Mjukvara) Typiskt värde för NaI(Tl) kristall: - FWHM i = ~3.5 mm ( 99m Tc) Visar systemets/gammakamerans maximala eller bästa upplösning Mäts oftast med en punktkälla direkt på kristallen

30 Geometrisk upplösning - beror på kollimatortyp R = d(l + z + b) e = l e FWHM R b m - attenueringskoefficienten a - kollimatordjupet d - håldiameter le - effektivt kollimatordjup(a-2/µ) z - avst från kollimatoryta b - avst från baksida av kollimator in till hälften av kristalltjockleken Kollimator d le z a

31 Geometrisk upplösning - beror på kollimatortyp Ett sätt att bestämma uppsöningen är att separera 2 punktkällor eller linjekällor

32 Systemupplösning, T R : - summan av den inre upplösningen och den geometriska upplösningen T = ( FWHM ) 2 + ( FWHM ) 2 R i c Kristall Kollimator T R d le b a FWHM i inre upplösningen(kristall, PM-rör, elektronik) FWHM c kollimatorns upplösning z Typiskt värde: T R = ~5 mm (vid kollimatorytan)

33 Vad är det som avgör/bestämmer vilken typ av kollimator som används? Undersökning? Radioaktiv isotop (energi)? Aktivitet/upptag? Några kollimatortyper: LEGP - Low Energy General Purpose ( 99m Tc, 123 I,..) LEHR - Low Energy High Resolution ( 99m Tc, 123 I,..) LEHS - Low Energy High Sensitivity ( 99m Tc, 123 I,..) MEGP - Medium Energy General Purpose ( 177 Lu, 111 In,..) HEGP - High Energy General Purpose ( 131 I,..)

34 Vilken matrisstorlek skall användas? - Datorn indelar FOV (Field Of View) i rektangulära areor (pixels) - Storleken på varje pixel beror på valet av matrisstorlek - De vanligast förekomannade matriserna är (rader x kolumner): 64x64, 128x128, 256x256, 512x512 och 256x1024 (3x3) 1,1 1,2 1,3 2,1 2,2 2,3 3,1 2,3 3,3 FOV Pixelstorleken p bestäms av följande samband: FOV p = Z * N Där, FOV [mm] = Field Of View Z = zoomfaktor vid insamling N = antalet pixlar (antalet kolumner)

35 Vilken matrisstorlek skall användas? Digitalisering av bilden? Sampling av FOV? Det sk samplingsteoremet fastslår att samplingsfrekvensen bör vara minst dubbelt så stor som den högsta spatiella frekvensen i bilden. Detta kan skrivas: W - bandbredd [1/cm] Δx - samplingsintervall [cm] Δx 1 2W Den maximala spatiella frekvensen som kan återges F N (Nykvist kriteriet) är beroende av pixelstorleken och ges av sambandet 1 F N = 2 p

36 Vilken matrisstorlek bör man då använda? (del 1) Några exempel på pixelstorlekar, p: (NxN) Valet av pixelstorlek p och därmed också matris, bör anpassas efter systemets totala upplösning vid en specifik undersökning! T R - totala systemupplösningen. Infinia, GE [mm] p < T R 2 ecam, Siemens [mm] Vilken betydelse har då: - Matris - Inspelningstid - Avstånd - Undersökning

37 64x Upplösning - matrixstorlek 256x 128x 512x

38 Upplösning - insamlingstid 1kc 10kc 50kc 100kc 500kc 1Mc 10Mc Matrix: 256x256 Kollimator: LEHR

39 Avst: 1 cm Upplösning - avstånd Avst: 5 cm Matrisstorlek: (256 x 256)

40 Vilken matrisstorlek bör man då använda? (del 2) Exempel på typiska undersökningar: Undersökning Kollimator Systemupplösning [mm] Skelett (statisk) Skelett (tomo) Hjärta, Myocardscint (tomo, 90 gr konf, zoom 1.45) Njurar (dynamisk) Ex: Matris (p [mm]) LEHR < (2.2) LEHR /128 (8.8/4.4) LEHR /128 (8.8/4.4) LEHR/LEGP < 6 64/128 (8.8/4.4) p pixelstorlek p < T R 2 Hjärna, datscan (tomo) Octreoscan (tomo) LEHR (4.4) MEGP (4.4) En finare matris kan leda till för dålig statistik/pixel!

41 Den nuklearmedicinska bilden Statiska undersökningar Sehcat malabsorption av gallsyra Sentinel node malignt melanom Isotop Radiofarmaka Matris Inspelningstid Avstånd Patient

42 Isotop Radiofarmaka Matris Avstånd Patient Antalet faser (grupper) [1, 2,..] Inspelningstid/frame i resp. fas Gr1 1 Gr2 1 Dynamiska undersökningar Grupp 1: 1s/frame, 60 frames Grupp 2: 10s/frame, 120 frames

43 Helkroppsundersökningar Isotop Radiofarmaka Patient Avstånd (kontur) Matris (256x1024) Inspelningstid eller hastighet Uppsala:10 cm/min

44 Något om gatade hjärtan.. 8, 16 eller 32 samples per hjärtslag Dessa samples summeras under undersökningstiden till 8, 16 eller 32 frames (bilder) Vid tomografi innebär detta att det kommer att skapas 8, 16 eller 32 volymer Gärna en jämn puls!

45

46 Digital bildkvalitet Långsamma förändringar, t ex breda strukturer, mjuka konturer och kontraster, representeras av låga frekvenser. Skarpa strukturer, tvära övergångar mellan konturer och kontraster, representeras av höga frekvenser. A 1 period A 4 perioder 1 cm cm 2 cm cm 1 period/cm 4 perioder/2cm = 2 perioder/cm period == 1 cycle 46

47 Digital bildkvalitet För varje pixelvärde p(i,j) i en matris kan den underliggande processen beskrivas m h a en Poissonfördelning Om det skattade medelvärdet i en pixel, p(i,j) > 20 kan man betrakta fördelningen som Gaussisk Om pixelvärdet p(i,j) = N gäller att Medelvärdet: _ x p ( i, j) = N Standardavvikelsen: σ p ( i, j ) = N

48 Digital bildkvalitet Oberoende brus - stokastiskt kvantbrus, elektriskt brus, digitalisering,.. Den insamlade bilden f, kan ses som en summering av den sanna brusfria bilden s och ett additivt brus n. f ( i, j) = s( i, j) + n( i, j) Bruset (n) kan i de flesta fall beskrivas som Poisson-fördelat brus, med medelvärdet noll och standardavvikelsen σ, dvs N(0,σ)

49 Digital bildkvalitet Bruset i bilden är beroende av antalet counts i bilden, eller snarare antalet counts/pixel och kan beskrivas som % brus = 100 N % N

50 Digital bildkvalitet Kontrast: C( x0) = S 0 _ B _ B Signal till brus: S N S = 0 B B 2 σ & σ # s $ f SNR = = 1! $ 2 σ! n % σ n " Oftast är bruset jämnt fördelat i frekvensplanet, dvs jämnt fördelat över alla frekvenser (sk vitt brus), medan informationen i bildplanet (det spatiella planet) är lågfrekvent. - Detta innebär att man borde kunna filtrera bort bruset m h a ett sk lågpassfilter!

51 Interpolering Medelvärdesbildning av en omgivning till pixel (x,y). 1/9 1/9 1/9 * 1/9 1/9 1/9 = 1/9 1/9 1/9 3x3 matris

52 Smoothing Pixelvärdet ersätts med ett viktat medelvärde i en omgivning till (x,y). 1/16 2/16 1/16 * 2/16 4/16 2/16 = 1/16 2/16 1/16 3x3 matris

53 Medianfiltering - Salt och peppar brus - Enstaka extrema pixelvärden - Pixelvärdet (x,y) ersätts med medianvärdet i en omgivning

54 = = + = ) ( 2 ), ( 1 ), ( N i M j M lj N ki i e j i f NM l k F π = = + = ) ( 2 ), ( 1 ), ( N k M l M lj N ki i e l k F MN j i f π Den diskreta Fourier transformen för en NxM matris kan skrivas: På motsvarande sätt fås den spatiella informationen i matrisen ur frekvensfördelningen, F(k,l) m h a den inversa transformen: För en kvadratisk matris gäller att M=N. där F(k,l) är frekvensfördelningen i matrisen f(i,j). Fourier-transform Den nuklearmedicinska bilden

55 Fourier-transform f(i,j) F(k,l) Q ( k, l) = clog(1 + F( k, l) )

56 Filtrering i frekvensplanet Några vanligen förekommande parametrar: Brytfrekvens(cut-off) Ordning(shape, order) 1 F N = 2 p Nykvistfrekvensen, F N Brytfrekvensen bestäms ofta i termer av den sk Nykvistfrekvensen. Dvs i fraktion av maximalt återgivbar frekvens med en viss matris. Ex1: En 128 matris har pixelstorleken 4.42 mm. Detta innebär att den högsta spatiella frekvensen som kan återges är: Detta är alltså Nykvistfrekvensen F N. 1 & c # = *0.442 $! % cm " (enheten är cykler per cm eller linjepar per cm, dvs lp/cm)

57 Filtrering i frekvensplanet Ex2: Om systemupplösningen i en SPECT studie i medeltal är 16 mm så innebär detta att alla frekvenser över 1 2*1.6 = 0.31 & $ % c cm #! " inte kan återges utan bara bidrar med brus i bilden. Ett filter som tar bort frekvenser över denna brytfrekvens kallas ett lågpass filter. Lämplig brytfrekvens, eller cut-off, är således 0,31 c/cm vilket kan uttryckas i form av F N som & c # 0.27* F N = 0. 31$! % cm" dvs 0.27 ( = 0.31/1.13) gånger Nykvistfrekvensen

58 Filtrering i frekvensplanet H ( k, l) = $! 1om #! " 0 om k k l + l 2 2 < > D 0 D 0 ( k, l) * H ( k l) G ( k, l) = F, Enligt det sk faltningsteoremet innebär en multiplicering i frekvensplanet en faltning i det spatiella planet! Detta kan dock leda till mer eller mindre sk ringartefakter

59 Filtrering i frekvensplanet Original

60 Filtrering i frekvensplanet Original Lågpass-filtering

65 Filtrering i frekvensplanet 1 H( u, v) = 2n & D( u, v) # 1+ $! % D0 " 0.5 D 0 är brytfrekvensen(cutoff), n ordning(shape). Gaussikt brus LP-filter Butterworth D

66 Butterworth: 0.5/2 Låg-pass:

67 Butterworth: 0.7/2 Låg-pass:

68 Korrigeringar förbättringar? COR Center of Rotation Scatterkorrektion (t ex dual energy window) Attenueringskorrektion (med t ex CT, ) Korrektion för patient- och/eller organrörelser (Motion Correction) Korrektion för spatiell/geometrisk upplösning, sk Resolution Recovery - Astonish (Philips) - Evolution (GE Healthcare) - Flash3D (Siemens Medical Solutions) - nspeed (Digital Corp.) - Hybrid Recon (Hermes Medical Solutions) - Korrektion för partiella volyms effekter (PVE) Brus och bakgrundskorrektioner Filtrering i samband med rekonstrueringar, presentationer och beräkningar