Unsharp masking - ISPO

Azienda
Ospedaliero
Universitaria
Careggi
Rischi connessi con la produzione
di immagini digitali: dose/qualità
Adriana Taddeucci
SOD Fisica Sanitaria
Azienda Ospedaliero-Universitaria Careggi Firenze

Sistemi di radiografia digitale
• CR - Computed Radiography
• DR (o DDR) - Direct Radiography
• CCD - Coupled Charge Detector
Argomenti:
• Principio di funzionamento sistemi CR/DR
• Elaborazione dell’immagine
• Dose
• Artefatti

Cos’è un’immagine digitale?
• Il digital imaging è l’acquisizione di immagini su un
computer
• L’immagine digitale è un oggetto informatico costituito
da un insieme di pixel disposti su una matrice
3

Sistemi di Computed Radiography (CR)
Paziente
Tubo RX
Esposizione
al fascio RX
Plate riutilizzabile
PSP
plate
Plate esposto
L’immagine latente prodotta su un supporto analogico
viene convertita in formato digitale nella fase di lettura.
Lettore

Acquisizione di un’immagine CR
1) Esposizione del plate al fascio RX
2) Lettura del plate e cancellazione
3) Preprocessing
4) Processing
5) Visualizzazione – Postprocessing

• fluorescenza
• luminescenza fotostimolata
• fosforescenza
Caratteristiche dei fosfori
fotostimolabili (PSP)
I fosfori fotostimolabili a memoria (PSP) sono basati sul principio della luminescenza fotostimolata.
Si possono individuare tre differenti processi fisici che caratterizzano i PSP:
Molti composti hanno la proprietà della luminescenza fotostimolata.
I più utilizzati in radiologia sono: BaFBr:Eu 2+ o BaFI:Eu 2+ . In mammo BaSrFBrl: Eu
I PSP durante l’interazione con il fascio X immagazzinano una significativa quantità di energia nei cristalli di cui
sono costituiti, da qui il sinonimo di “storage phosphors”, questa energia intrappolata e distribuita nel fosforo
costituisce l’immagine latente.
Il fenomeno della fosforescenza caratterizza il fading cioè la perdita spontanea di segnale utile all’interno dei
PSP..
Le misure eseguite durante il collaudo dei sistemi CR in azienda hanno evidenziato che il segnale diminuisce
di circa:
1. 10% dopo 10’
2. 14% dopo 30’

Se il fosforo è stimolato con una luce di opportuna lunghezza d’onda l’energia sarà rilasciata dando luogo
alla luminescenza fotostimolata.
La luce emessa in questa fase costituisce il segnale utile per la creazione dell’immagine digitale.

Lettore CR - Point scan CR reader
1) Il plate è estratto e trasportato attraverso un sistema di rulli
2) Il fascio laser stimola il plate punto per punto muovendosi riga per riga
La stimolazione dei fosfori per mezzo di luce laser rossa
(λ di 680 nm), dà origine alla luminescenza fotostimolata con emissione di fotoni luminosi blu (λ di 415 nm)
3) Una guida di luce raccoglie la luce convogliandola in direzione del fotomoltiplicatore (PMT) (4)
Il segnale analogico proveniente dal PMT subisce un’amplificazione
prima della conversione in segnale digitale (5) a livello del convertitore analogico digitale- ADC.
6) Il segnale residuo è cancellato.

Formazione della matrice digitale
La formazione di ciascun pixel della matrice digitale deriva dal campionamento del segnale analogico
proveniente da ciascun punto del plate.
Scan direction
Esempio: plate 35 x 43 cm
- Laser beam direction
- Plate translation direction
Subscan direction
Ampiezza (W)
Il campionamento (stimolazione attraverso sorgente laser) che, nel sistema Agfa per radiografia tradizionale,
avviene circa ogni 100 µm (10 pixel/mm) dà origine ad una matrice:
W = 3480 H = 4240 dimensioni immagine = 28.1 MiB
Esempio: plate 18 x 24 cm mammo
Il campionamento nel sistema Agfa per mammografia avviene circa ogni 50 µm (20 pixel/mm) dà origine ad
una matrice:
W = 3560 H = 4640 dimensioni immagine = 31.5 MiB
Altezza (H)

Elaborazione dell’immagine digitale
(CR)
Prima della visualizzazione dell’immagine a monitor, il sistema elabora i dati
raw acquisiti. Le fasi di questa elaborazione sono dette pre-processing e
processing.
Pre-processing
vengono corrette variazioni sistematiche del segnale (shading correction)
individuazione, nell’insieme dei dati acquisiti, delle informazioni pertinenti
all’esame effettuato (identification and scaling of pertinent data)
Processing
• ottimizzazione del contrasto (contrast enhancement – LUT)
• miglioramento della risoluzione spaziale (unsharp masking)
• riduzione del rumore.
Una volta visualizzata l’immagine l’operatore può fare alcune modifiche dette di
Post-processing
• annotazioni (left, right)
• rotazioni
• ingrandimento (pan zoom)
• variazione della finestra di visualizzazione ( W/C o W/L)

Pre-processing: shading correction
La shading correction è l’elaborazione che corregge la disomogeneità di raccolta del segnale
luminoso lungo la scan direction dovuta alla efficienza di raccolta, da parte della guida di luce, che è
inferiore ai bordi rispetto al centro.
L’algoritmo è applicato ai “raw data”per eliminare le disuniformità in intensità del segnale.
Plate translation direction
Subscan
Scan - laser beam direction Prima della correzione Dopo la correzione
L’immagine è corretta applicando ad essa un profilo di correzione ottenuto, in fase di manutenzione e
calibrazione da parte della ditta manutentrice che espone ad un campo X noto i plate di ciascun formato.
La shading correction è necessaria a volte, per la deposizione, sulla guida di luce, di materiali che possono
provocare variazione nell’intensità del segnale raccolto

Pre-processing: identification and scaling
of pertinent data
Scopo di tale algoritmo è quello di definire nell’immagine “raw” i dati pertinenti all’esame
L’algoritmo applicato è definito shift and subtract
I fase II fase III fase
Possono costituire cause d’errore in questa fase:
• la non corretta individuazione della collimazione da parte del sistema
• errori nell'individuazione dell'esame
• movimento del paziente
• presenza di strutture ad elevato contrasto (es. protesi metalliche)

Erronea identificazione della collimazione

Contrast enhancement: Look Up Table
La LUT utilizzata dipende da:
• parte del corpo esaminata
• proiezione

Errore nella selezione dell’esame

Unsharp masking
L’unsharp masking è una delle tecniche più semplici per ottenere esaltazione dei bordi e quindi maggiore
definizione
A B C D
Original image Unsharp mask
(Low frequencies)
L’aspetto dell’immagine finale è influenzata da due variabili:
High frequency
image
Enhanced image
• Il kernel size cioè l’area dell’immagine entro la quale sono mediati i valori del pixel, il cui valore influenza le
dimensioni degli oggetti che alla fine del processo saranno esaltati.
• Il fattore di peso (f) detto enhancement factor, il cui valore solitamente compreso tra 0.5 e 2,
descrive quantitativamente l’incremento delle alte frequenze spaziali.

Unsharp masking
Originale I Unsharp mask

Originale I
Unsharp masking
High Frequency Image
I -

Originale I
Unsharp masking
Enhanced image

Unsharp masking

Originale I
Unsharp masking
Unsharp mask

Originale I
Unsharp masking
High Frequency Image
I -

Originale I
Unsharp masking
Enhanced image

MUSICA
Multiscale Image Contrast Amplification
Nome commerciale con il quale è indicato l’algoritmo software impiegato nei sistemi CR a
marchio Agfa con cui viene eseguito il processing delle immagini acquisite.
Decomposizione dell’immagine originale in immagini a differenti frequenze spaziali
• Multiscale transform
• Contrast equalization
• Edge enhancement
• Noise reduction
• Image reconstruction

Multiscale Image Contrast Amplification
Contrast equalization:: amplificazione delle piccole differenze di contrasto
riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto
Edge enhancement: esaltazione in generale dei contrasti ad alta frequenza.
L’amplificazione del contrasto è differenziata per ogni immagini decomposta, amplificando
maggiormente quelle a frequenza spaziale più alta.
Noise reduction: su ciascuna immagine decomposta è effettuata analisi dell’immagine pixelpixel
e riduzione del rumore ad essi associato

Multiscale Image Contrast Amplification
Contrast equalization:
• amplificazione delle piccole differenze di contrasto
• riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto intrinseco

Multiscale Image Contrast Amplification
Contrast equalization:
• amplificazione delle piccole differenze di contrasto
• riduzione del contrasto delle strutture ad alto contrasto intrinseco

Multiscale Image Contrast Amplification
Ricostruzione dell’immagine: immagine finale con contrasti bilanciati
e migliore visibilità dei dettagli.
decomposizione
Immagine
originale
Contrast
equalization
Immagine finale
ricostruzione

Sistemi di Direct Radiography (DR)
Paziente
Tubo RX
Esposizione
al fascio RX
Flat panel detector (FP)
L’immagine è prodotta direttamente in formato digitale
all’interno del flat panel

Conversione del fotone X
in fotone luminoso
Conversione del fotone
luminoso in carica elettrica
Raccolta e lettura della
carica elettrica
Direct Radiography (DR)
Conversione Indiretta
Fascio X
Scintillatore
Luce
visibile
Fotodiodo
a-Si
TFT
Conversione Diretta
Fascio X
Fotoconduttore
a-Se
TFT
Conversione del fotone X
in carica elettrica
Raccolta e lettura della
carica elettrica

Conversione indiretta (a-Si)
La luce emessa dallo scintillatore (CsI) è
rivelata per mezzo di fotodiodi al silicio in una
matrice attiva a film sottile ( AMA Active
matrix array)

Conversione diretta (a-Se)

Indiretta vs diretta
Lo scintillatore CsI:Tl ha un’elevata
efficienza di detezione quantica (DQE)
meno dose al paziente.
All’interno dello strato di a-Se vi è una
scarsa diffusione di luce: migliore
risoluzione spaziale

DQE di alcuni sistemi

Elaborazione dell’immagine digitale
(DR)
Prima della visualizzazione dell’immagine a monitor, il sistema elabora i dati
raw acquisiti. Le fasi di questa elaborazione sono dette pre-processing e
processing.
Pre-processing
compensazione della sensibilità del FP
correzione di “difetti” strutturali “ (bad pixel – bad lines).
Processing
• aumento del contrasto
• miglioramento della risoluzione spaziale
• riduzione del rumore.
Una volta visualizzata l’immagine l’operatore può fare alcune modifiche dette di
Post-processing
• annotazioni (left, right)
• rotazioni
• ingrandimento (pan zoom)
• variazione della finestra di visualizzazione ( W/C o W/L)

Pre-processing
L’immagine “raw”, costituita da dati grezzi viene pre-elaborata per:
• la compensazione della sensibilità (gain);
• la correzione dei difetti (bad pixel e bad lines);
• la corrente di buio (dark current).
Importante: le mappe di correzione sono ottenute dalla calibrazione periodica del FP

Processing in un sistema DR (Aristos -
Siemens)
1. Harmonization
2. Spatial filter
3. Diamond view
Attualmente l’utilizzatore può variare la LUT, i parametri di
processing per l’armonizzazione del contrasto e per il filtro
spaziale.
Può inoltre scegliere anche se applicare il Diamond view
Vantaggi:
Possibilità di migliorare/modificare la qualità d’immagine
Ma:
Troppe variabili, rischio di perdere il controllo e ottenere una
immagine alla fine più scadente.

Diamond View
E’ un algoritmo basato sulla decomposizione in frequenza analogo a MUSICA
visto per i sistemi CR
Immagine senza applicazione del diamond view diamond view - extremities diamond view – extremities high contrast

Dose e qualità: Film/Screen
La latitudine limitata di un’accoppiata S/F costringe ad utilizzare la giusta quantità di radiazione

Range dinamico nei sistemi digitali
E’ la latitudine di esposizione, ovvero l’intervallo di esposizione utile ai fini della
formazione immagine
• Regular F/S: 16:1 (between 0.5 and 2.5 OD) (exposure yielding 2.5 OD is 16x
exposure yielding 0.5 OD)
• CR/DR: >10,000:1 (between minimum and maximum measurable scan levels)

Rischio di sottoesposizione e sovraesposizione

DR
Schermo/pellicola

Dose e qualità: sistemi digitali
Due caratteristiche importanti dei sistemi digitali:
• ampio range dinamico
• possibilità di ottimizzare/migliorare la qualità dell’immagine dopo
l’esposizione del paziente
Questo significa che i sistemi digitali possono produrre immagini di qualità
adeguata in un ampio range di livelli di esposizione!
Difatti gli algoritmi di elaborazione determinano il contrasto e il brightness
di un’immagine, consentendo di avere sempre un’immagine
visualizzabile!!
Vantaggio
• drastica riduzione delle esposizioni ripetute a causa di errori nei
parametri di esposizione
ma
• rischio di sovraesposizione ingiustificata!

1/8 x E
CR/DR e “film density”
4 x E

Dose e sistemi digitali
• Nei sistemi S/F la dose e l’annerimento (DO) della pellicola sono strettamente
legati
• Nei sistemi digitali il contrasto e la brightness sono determinati dagli algoritmi di
processing, non dalla dose
• Nei sistemi digitali la dose determina il livello di rumore presente
nell’immagine
nell immagine
Incremento del rumore

Rumore nei sistemi digitali
Rumore elettronico
Dovuto ai componenti elettronici che intervengono nella produzione dell’immagine digitale
Rumore quantico
Il rumore quantico è dovuto alla natura stocastica dei processi d’assorbimento della radiazione
incidente, per cui il numero di fotoni assorbiti varia da punto a punto del rivelatore
Rumore strutturale
Disomogeneità costruttive del rivelatore (plate – flat panel)
Rumore di quantizzazione
Durante la conversione del segnale analogico in segnale digitale si ha perdita di informazione dovuta
all’ampiezza del segnale analogico da convertire, ai bit utilizzati per la codifica di ciascun pixel e
alla frequenza di campionamento.

Dose, pixel value e rumore
Nei sistemi CR Agfa il valore del segnale digitale (generalmente a 12 bit, valori da 0 a 4095) associato ad ogni
pixel si chiama SAL (Scan Average Level), e dipende dalla dose secondo la seguente relazione:
E è la dose (µGy) in ingresso al plate
α è un parametro che tiene conto della qualità della radiazione.
ROI B
1891
SAL = α √E
Il rumore si caratterizza attraverso la misura
della distribuzione dei valori digitali del
segnale (standard deviation σ)
Se il rumore quantico è prevalente allora σ = √N

160
140
120
100
80
60
40
20
0
SNR
• La risposta dei sistemi digitali in funzione della dose si caratterizza con il
rapporto segnale rumore SNR
• Relazione univoca fra dose e SNR
SNR
0 5 10 15 20 25 30 35
kerma (μGy)
CR Agfa MD40
60kV
70kV
81kV
90kV
100kV
109kV
121kV

Problema dosimetrico nei sistemi digitali
Diversi studi hanno mostrato che il passaggio ai sistemi digitali ha molte volte
portato a un aumento della dose.
Diverse cause che concorrono fra le quali:
• perdita di feedback per il tecnico in caso di sovraesposizione (le img non
sono nere)
• apparecchi radiologici senza AEC
• il radiologo non soddisfatto quando le immagini sono sottoesposte, ma
non quando sono sovraesposte (immagini di qualità eccellente!)
• mancanza di un chiaro (ed univoco) indicatore di dose che aiuti il tecnico a
capire la quantità di dose erogata
• utilizzo da parte di alcuni costruttori della speed class in analogia con i
sistemi S/F (es. QS Agfa)
• formazione degli operatori
• conoscenza dei sistemi da parte dei tecnici delle ditte
Casi “giustificati”
Sistemi meno efficienti rispetto a S/F che richiedono dose maggiore per
ottenere la stessa qualità d’immagine (es. prima installazione dei CR a
Careggi 1998)

Primi sistemi CR: esperienza Careggi
• Installati nel 1998, sistema Agfa, lettore ADC Compact, plate MD10
• Apparecchi radiologici senza AEC, tecnica manuale
• Installazione nel 2003 di telecomandati con AEC: camere tarate con livello di
dose delle accoppiate di rapidità 400 (nessuna indicazione su come tarare
l’esposimetro per i CR). [Rapidità 400: dose di 2.5 µGy per ottenere una DO netta
di 1]
• Di lì a poco la radiologia del PS era tornata a lavorare con le pellicole perché
le immagini CR erano ritenute troppo rumorose per l’imaging del torace.
⇒ Il livello di dose fu aumentato in modo da avere un livello di rumore
accettabile per il radiologo ⇒ 4.8 µGy
Ma tale livello di dose aveva una giustificazione?

Perché quel livello di dose
Radio Exposure
Control
Image
Processing
Total X-ray
duration
Image
Display

IQF inv
0.9
0.8
0.7
0.6
0.5
0.4
0.3
Perché quel livello di dose
13 cm PMMA, 109 kV
CR, 4.8 µGy
CR, prog. D
(a)
CR, 2.5 µGy
CR, prog.H
SF, 2.5 µGy
Pellicola, prog. H
Radio Exposure
Control
Esp. 1 Esp. 2 Esp. 3
IQF inv
0.9
0.8
Image
0.7
Processing
0.6
0.5
0.4
0.3
Total X-ray
duration
22 cm PMMA, 121 kV
CR, 4.8 µGy
CR, prog. D
Image (b)
Display
CR, 2.5 µGy
CR, prog.H
SF, 2.5 µGy
Pellicola, prog. H
Esp. 4 Esp. 5 Esp. 6

Nuovo sistema CR (progetto RIS-PACS)
SNR
200
180
160
140
120
100
80
60
40
20
0
75kV, 1.5 mm Cu
0 5 10 15 20 25 30 35
µGy
MD40+ADC Compact
MD30+ADC Compact
MD4.0+CR85X
MD10+ADC Compact

Qualità dell’immagine
Per il radiologo è basata sulla pertinenza delle informazioni presenti
nell’immagine rispetto al quesito diagnostico.
La qualità può essere descritta tramite alcuni parametri quantificabili, come la
risoluzione spaziale, il contrasto e il rumore.
Nei sistemi digitali ci sono più fasi che hanno impatto sulla qualità
dell’immagine percepita dal radiologo e in modo differente (e più complesso)
da quanto avveniva per i sistemi S/F.
Importanza della fase di accettazione e necessità di verifiche periodiche

Radiazione scatterata
La radiazione diffusa (o scatterata):
• riduce il contrasto primario
• riduce il rapporto segnale-rumore
• aumenta con lo spessore del pz
• aumenta col campo di radiazione

I1 I2 I1
Radiazione scatterata
C P
=
C = CP
R
=
I
1
−
I
1
Image
Display
Di quanto viene ridotto il contrasto?
I
2
1
⋅
1+
R
scatterata
primaria

Esame
Torace AP
Pelvi AP
Pelvi LL
Radiazione scatterata
Quant’è la radiazione diffusa?
%
radiazione
scatterata
55
80
90-95
%
radiazione
primaria
45
20
10-5
R
1.2
4
9 -19

Photon absorption fraction
1
0.8
0.6
0.4
0.2
Radiazione scatterata
I sistemi CR sono molto sensibili alla radiazione scatterata!
BaFBr, 50 mg/cm²
X-ray Absorption Efficiency
BaFBr, 100 mg/cm²
Gd2O2S, 120 mg/cm²
0
0 20 40 60 80 100 120 140
Energy (keV)

Qualità dell’immagine
Per il radiologo è basata sulla pertinenza delle informazioni presenti
nell’immagine rispetto al quesito diagnostico.
La qualità può essere descritta tramite alcuni parametri quantificabili, come la
risoluzione spaziale, il contrasto e il rumore.
Nei sistemi digitali ci sono più fasi che hanno impatto sulla qualità
dell’immagine percepita dal radiologo e in modo differente (e più complesso)
da quanto avveniva per i sistemi S/F.
Importanza della fase di accettazione e necessità di verifiche periodiche

Ottimizzazione della qualità dell’immagine
Fattori che intervengono nella fase di installazione:
• configurazione del PACS, delle apparecchiature relativamente alle modalità di
esportazione, invio/memorizzazione
• calibrazione delle ws di refertazione e delle stampanti
• verifica della consistenza softcopy e hardcopy
• corretta calibrazione degli esposimetri automatici
Fattori che intervengono nella fase di produzione dell’immagine:
• Tecnica radiografica: kV, collimazione del campo RX
• Dose: utilizzare l’AEC
• Utilizzo della griglia anti scattering
• Corretta selezione del programma d’esame rispetto alla parte del corpo da
esaminare
• Conoscenza degli algoritmi di processing applicati da ogni sistema
• Calibrazioni periodiche richieste dal sistema per le correzioni delle non
uniformità di sistema
Fattori che intervengono nella fase di visualizzazione dell’immagine:
• Luminosità delle stanze di refertazione
• Posizionamento delle stazioni di refertazione

Indicatore di dose CR Agfa: lgM
Altro indicatore di esposizione utilizzato dal sistema Agfa è lgM:
lgM = log(SAL 2 )-3.9477
lgM è il logaritmo della mediana di esposizione dell’istogramma.
Il confronto tra valori di lgM può essere effettuato solo per esami di identica tipologia e
a parità di collimazione.
LgM 2.6 LgM 1.97

Indicatori di dose: aiuto!
Nuova norma IEC 62494-1:2008-08 (CEI EN 62494-1:2010-09)

Artefatti di Moirè

Artefatti di Moirè

Artefatti
Griglia Siemens CR reader
f grid =70 lines/cm
T grid =143 μm laser spot~110 μm
R=17
foc=125 cm

Artefatti
Segnale da
campionare
Valori
campionati
Il campionamento del segnale ad intervalli regolari (laser CR)
che sono leggermente maggiori del periodo del segnale, dà
luogo ad un segnale (sinusoide) a bassa frequenza (circa
1/10 dell’originale) ben visibile sull’immagine!
artefatti di moiré

Artefatti di Moiré
Un cambiamento
dell’angolo da 0° a 2°
comporta un angolo di
24° nel pattern di moiré

Artefatti di Moiré
3062x3730 pixels 540x648 pixels

Artefatti di Moiré
tessuto tipo moiré

Effetto garza

Ingiallimento

Ingiallimento

Graffi

Impronte

Sovrapposizione immagini

Collimazione errata

Sporco nel lettore CR

Azienda
Ospedaliero
Universitaria
Careggi
Ho finito, grazie
Adriana Taddeucci
SOD Fisica Sanitaria
Azienda Ospedaliero-Universitaria Careggi Firenze