Rentgenové zobrazovací metody Wilhelm Conrad Roentgen 1845 - 1923 Godfrey N. Hounsfield 1919 - 2004 Přednášky z lékařské biofyziky Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity, Brno 2 Rentgenové zobrazovací metody ➢Rentgenové (rtg) zobrazovací metody patří stále mezi nejdůležitější diagnostické metody používané v medicíně. Poskytují především morfologickou (anatomickou) informaci – mohou však také poskytovat informace o funkčním stavu organismu. ➢Jejich fyzikálním základem je různý útlum (míra průchodu) rentgenového záření v různých tkáních lidského organismu. ➢Mějme na paměti, že rentgenové záření může závažně ovlivňovat zdraví (vyvolávat např. rakovinu, zákal čočky aj.) pacientů i zdravotníků. Proto existují přísná zákonná opatření s účelem zabránit zbytečnému poškozování pacientů i zdravotníků tímto zářením. 3 Obsah přednášky ➢Projekční rentgenová zařízení ➢Vznik obrazu ➢Projekční rentgenová zařízení pro zvláštní účely ➢CT ➢Dávky záření a zdravotní rizika 4 Projekční rentgenová zařízení 5 Vznik rentgenového záření – nízkovýkonová rentgenka používaná např. v zubních rentgenech Schématický řez rentgenkou. K - žhavené vlákno katody, W –wolframový či měděný terčík. Moderní rentgenky jsou označovány též jako Coolidgeovy trubice. 6 Výkonová rentgenka s rotující anodou 7 Vznik rentgenového záření ➢Elektron s elektrickým nábojem e (1,602·10-19 C) v elektrostatickém poli o napětí U (v tomto případě jde o napětí mezi anodou a katodou) má na počátku svého letu k anodě potenciální energii Ep: Ep = U·e ➢V okamžiku těsně před dopadem elektronu na anodu je tato potenciální energie Ep zcela transformována v jeho kinetickou energii EK. Platí: Ep = EK = U·e = ½ m·v2 ➢Při dopadu je EK transformována v energii fotonů rentgenového záření (méně než 1%) a tepelnou energii (99%). Toto teplo může rentgenku poškodit. 8 Energie fotonů a napětí na rentgence ➢Jestliže bude veškerá kinetická energie urychleného elektronu transformována do jediného fotonu rentgenového záření, tento foton bude mít energii: E = h·f = U·e ➢Je to maximální energie emitovaných fotonů, přímo úměrná napětí U mezi anodou a katodou. ➢Chceme-li tedy zvýšit energii fotonů, postačuje zvýšit napětí mezi anodou a katodou! ➢Čím je vyšší energie fotonů, tím méně jsou zachycovány ve tkáních – tím vyšší mají pronikavost. Je to zvlášť důležité, když snímkujeme silné části těla nebo pacienty obézní! , 9 Histogram energie fotonů (vzniklých na patrně wolframové anodě) E Počet fotonů připadajících na interval energie DE Superponované čáry (vlastně úzká maxima) representují komponentu rentgenového záření, kterou označujeme jako záření charakteristické. Spojitá část křivky representuje záření brzdné. Histogram energie emitovaných fotonů je analogií energetického spektra! Reálné spektrum Mo rentgenky přístroj phywe, difrakce na krystalu Sio2 11 Hlavní části rentgenového přístroje ➢Rengenka ➢Generátor napětí a proudu: -Vysokonapěťový transformátor – poskytuje vysoké napětí (až 150 kV) -Usměrňovač - poskytuje stejnosměrný proud – zajišťuje jednosměrný pohyb proudu elektronů v rentgence. -Jestliže zvýšíme velikost proudu elektronů v rentgence (změnou žhavení katody) hustota toku fotonů (počet fotonů procházejících jednotkovou plochou za sekundu) svazku rentgenového záření vzroste – ne však energie jednotlivých fotonů. -Energii jednotlivých fotonů můžeme zvýšit zvýšením napětí mezi anodou a katodou. ➢Ovládací pult – dnes jsou parametry rentgenových přístrojů ovládány prostřednictvím počítače. Pult je umístěn mimo vyšetřovací místnost nebo za štítem vyrobeným z olovnatého skla (pro ochranu radiologických asistentů). ➢Hlavní mechanické části: stojan s rentgenkou, vyšetřovací stůl, Buckyho clona odstraňující rozptýlené fotony. Detektory rentgenového záření: kazeta s rtg filmem a přiléhajícím fluorescenčním stínítkem (při skiagrafii – na ústupu) nebo zesilovač obrazu (na ústupu) nebo plošný digitální snímač (při skiaskopii i obecně). 12 Průchod rtg záření tělem pacienta ➢Rentgenové záření vycházející z malé ohniskové plošky anody se šíří všemi směry. ➢Ve skleněné stěně rentgenky se některé fotony s nízkou energií absorbují. ➢K další absorpci těchto fotonů dochází v primárním filtru, jenž je vyrobený z hliníkového plechu. Zde absorbované fotony o nízké energii by jinak byly pohlceny povrchovými tkáněmi a nepřispívaly by ke tvorbě obrazu (zbytečné ozařování pacienta). ➢Svazek rtg záření je vymezen obdélníkovými kolimátorovými deskami vyrobenými z olova. ➢Záření pak prochází tělem, kterým buď může projít nebo je v něm absorbováno či rozptýleno. ➢Pak prochází Buckyho clonou umístěnou před detektorem, aby zachycovala rozptýlené fotony, které by jinak jen zhoršovaly kvalitu obrazu. 13 Vznik obrazu ➢Rentgenový snímek je analogií „stínu“ vrženého poloprůhledným vnitřně strukturovaným tělesem, osvětleným z téměř bodového zdroje. ➢Obraz vzniká různým útlumem svazku v různých tkáních těla a jejich projekcí na film či jiný detektor rtg záření. ➢Obraz lze zachytit/zviditelnit pomocí Rentgenového filmu/stínítka a jeho následného vyvolání (při skiagrafii – používá již jen ojediněle) Digitálního plošného snímače obrazu umožňujícího vytvořit obraz na PC monitoru Zesilovače obrazu a digitální CCD kamery spojené s monitorem (při skiaskopii, na ústupu) 14 Útlum záření Svazek rentgenového záření (jakéhokoliv záření) prochází látkou: absorpce + rozptyl = útlum Malý pokles intenzity záření -dI v tenké vrstvě látky je úměrný její tloušťce dx, intenzitě I záření dopadajícího na vrstvu a specifické konstantě m: -dI = I.dx.m Po úpravě: dI/I = -dx.m Po integraci: I = I0·e-mx I je intenzita záření prošlého vrstvou o tloušťce x, I0 je intenzita dopadajícího záření, m je lineární koeficient útlumu [m-1] závislý na druhu záření a na vlastnostech absorbujícího prostředí (složení a hustotě). Hmotnostní koeficient útlumu m/r nezávisí na hustotě. 15 Detekce obrazu Kazety pro rentgenový film – již historie FLUORESCENČNÍ stínítka redukují dávku záření přibližně 50x. 16 Zesilovač obrazu R – rentgenka, P - pacient, O1 – primární obraz na fluorescenčním stínítku, G – skleněný nosič, F – fluorescenční stínítko, FK - fotokatoda, FE – fokusující elektrody (elektronová optika), A - anoda, O2 – sekundární obraz na stínítku anody, V – videokamera. Jednotlivé části nejsou zobrazeny proporcionálně. 17 Různé způsoby získávání digitálního obrazu (mammografické systémy) http://www.moffitt.org/moffittapps/ccj/v5n1/department7.html V popisu obrázku je slovo „phosphor“ použito ve smyslu fosforescenční vrstvy. 18 Digitální plošné snímače obrazu http://www.dchome.net/data/attachment/forum/202110/27/210509qntst8sn38taat8s.gif 20 Digitální plošné snímače obrazu – Flat panel detektory Fotodiodové světelné senzory z amorfního křemíku (aSi) Plošný snímač obrazu je složen z řady velmi malých senzorů. Luminiscenční vrstva CsI (iodid cesný, nutná pro snížení pacientské dávky, protože aSi neabsorbuje dobře rentgenové záření Elektrický signál Přímá digitalizace – vrstva amorfního selenu Nepřímá digitalizace – aSi, CsI 21 Neostrost obrazu Žádný radiogram (rentgenový snímek) není absolutně ostrý. Rozhraní mezi tkáněmi se zobrazují jako postupná změna odstínu šedi. Tato neostrost (rozmazání) má několik příčin: 1) Pohybová neostrost – náhodné pohyby, dýchání, pulsové vlny, srdeční akce atd. Lze ji omezit kratšími expozičními časy za použití intenzivnějšího rentgenového záření. 2) Geometrická neostrost (polostín) je způsobena plošným charakterem ohniska anody (ohnisko není bod). Paprsky dopadají na rozhraní mezi různě absorbujícími prostředími pod různými úhly, což způsobuje rozmazání jejich obrysů. 3) Světlo emitované fluorescenčními stínítky přiloženými k filmu nebo digitálnímu snímači neosvětluje jen odpovídající část filmu nebo snímače, nýbrž se šíří i do blízkého okolí. 22 Geometrická neostrost (polostín) Geometrická neostrost může být omezena: - zmenšením ohniskové plošky (zvyšuje se však riziko lokálního poškození anody přílišným ohřevem) - zmenšením vzdálenosti mezi pacientem a detektorem - zvětšením vzdálenosti mezi rentgenkou a pacientem 23 24 Interakce fotonů rtg záření s látkou: ABSORPCE fotoelektrickým jevem (FE) ➢Foton je absorbován při srážce s atomem a jeden elektron je v důsledku toho vyražen z elektronového obalu (typicky z K-vrstvy). Část energie elektronu h·f je nutná pro ionizaci. Zbytek energie fotonu se mění v kinetickou energii (1/2m·v2) vyraženého elektronu. Vyražené elektrony též ionizují – samy vyrážejí elektrony z jiných atomů. Platí Einsteinova rovnice pro fotoelektrický jev: h·f = Eb + 1/2m·v2, Eb je vazebná (ionizační) energie elektronu. ➢Pravděpodobnost FE roste s protonovým číslem terčových atomů a klesá s rostoucí energií fotonů (tím se vysvětluje, proč jsou svazky fotonů rtg záření o vyšší energii více pronikavé a proč se pro stínění používá olovo). 25 Fotoelektrický jev 26 Interakce fotonů rtg záření s látkou: Comptonův ROZPTYL (CR) Při vyšších energiích fotonů není jejich energie plně absorbována – objevuje se foton s nižší energií. Vazebná energie elektronu Eb je zanedbatelná ve srovnání s energií fotonu. Můžeme napsat: h·f1 = (Eb) + h·f2 + 1/2m·v2, kde f1 je frekvence dopadajícího fotonu a f2 je frekvence rozptýleného fotonu. CR je pravděpodobnější než FE u primárních fotonů o energiích 0,5 - 5 MeV, což vysvětluje, proč by obrazy získané pomocí fotonů o takovéto energii byly prakticky nepoužitelné. 27 Comptonův rozptyl 28 Princip Buckyho Clony http://www.cwm.co.kr/pro213.htm Buckyho clona pohlcuje podstatnou část rozptýlených paprsků, avšak fotonům potřebným pro zobrazení umožňuje projít. Bohužel však absorbuje i část užitečného záření. Proto je nutno zvýšit jeho intenzitu, aby byl vytvořený obraz kvalitní – takto se zvyšuje pacientská dávka záření. Proto se např. Buckyho clona nepoužívá u malých dětí, u kterých je navíc intenzita rozptýleného záření nízká. 29 Použití kontrastních prostředků ➢Hodnoty útlumu měkkých tkání se od sebe liší jen málo. Proto nemohou být na běžném snímku měkké tkáně rozlišeny. Z tohoto důvodu se používají farmaka zvaná kontrastní prostředky. ➢Útlum určité tkáně může být zvýšen nebo snížen. Pozitivního kontrastu dosahujeme pomocí látek s vyššími protonovými čísly, neboť se takto zvyšuje pravděpodobnost fotoelektrického jevu. Suspenze síranu barnatého, “baryová kaše”, se používá pro zobrazení a funkční vyšetření gastrointestinálního traktu. Při vyšetřování cév, žlučových a močových cest aj. se používají látky s vyšším obsahem jodu. ➢Duté vnitřní orgány můžeme zviditelnit pomocí negativního kontrastu. Používá se vzduch či lépe CO2. Dutiny jsou naplněny plynem, nafouknuty, takže se zviditelní jako struktury o velmi nízkém útlumu (střeva, peritoneum, mozkové komory). 30 Pozitivní a negativní kontrast Kontrastní snímek apendixu – divertikulóza – kombinace pozitivního a negativního kontrastu, světlá místa ukazují na přítomnost síranu barnatého. Na apendixu vidíme keříčkovitý divertikl. Kontury střev jsou viditelné díky přítomnosti plynu (negativní kontrast). http://www.uhrad.com/ctarc/ct199b2.jpg Podkovovitá ledvina – pozitivní kontrast. Při pozorném pohledu nám neuniknou močovody. http://www.uhrad.com/ctarc/ct215a 2.jpg Pneumoencefalogram – negativní kontrast – historie medicíny. Motýlkovitý útvar je zobrazením mozkových komor, ve kterých se nachází vzduch místo likvoru. http://anatomy.ym.edu.tw/Nevac/class/neuroanatomy/slide/k42.j pg 31 Příklady rtg zařízení pro zvláštní účely ➢Zubní rentgenové přístroje ➢Mammografy ➢Přístroje pro angiografii (systémy pro odčítání obrazů, dříve založené na zesilovačích obrazu, nyní většinou využívají digitální snímače) 32 Rentgenové přístroje v zubním lékařství http://www.gendexxray.com/765dc.htm Panoramatické snímky získané pomocí OPG - ortopantomografu http://www.gendexxray.com/orthoralix-9000.htm Snímek zubního implantátu 33 Mammografie Mammografie je postup využívající nízké dávky rentgenového záření (obvykle kolem 0,1 až 0,2 mSv) pro vyšetření prsů, zejména hledání různých druhů nádorů a cyst. V některých zemích je pravidelná (jednou za 1 až 5 roků) mammografie u starších žen podporována jako screeningová metoda pro včasnou diagnostiku rakoviny prsu. Používá se záření o nízké frekvenci (energii), jehož zdrojem je molybdenová nebo beryliová anoda rentgenky.. 34 Digitální subtrakční angiografie http://zoot.radiology.wisc.edu/~block/Med_Gallery/ia_dsa.html Tato metoda je založena na „odečtení“ (subtrakci) digitalizovaných obrazů téže části těla. Odčítané obrazy se od sebe liší přítomností či nepřítomností kontrastní látky. To co vidíme je pak krevní řečiště. Metoda poněkud ustoupila do pozadí s rozvojem jiných angiografických metod na bázi CT nebo MRI. Intervenční radiologie 35 36 Výpočetní tomografie – CT (Computed Tomography) 37 Výpočetní tomografie – CT (Computed Tomography) ➢První pacient byl vyšetřen touto metodou v Londýně v r. 1971. ➢Zařízení bylo vynalezeno anglickým fyzikem Hounsfieldem (společně s Američanem Cormackem Nobelova cena za medicínu v r. 1979) 38 Princip CT ➢Princip: Výpočetní tomograf je v podstatě přístroj pro měření útlumu rtg záření v jednotlivých voxelech (objemových analogiích pixelů) v tenkých plátcích tkání. ➢Metoda měření: Svazek rentgenového záření ve tvaru tenkého vějíře prochází tělem a je měřen obloukem detektorů. Toto se opakuje pod různými úhly tak dlouho, dokud se nezíská dostatek informace pro výpočet koeficientů útlumu ve voxelech odpovídajícího řezu tělem pacienta. Vypočte se „mapa“ útlumu v příčném řezu - tomogram. 39 Příklady výpočetních tomogramů Metastatické léze v mozku http://www.mc.vanderbilt.edu/vumcdept/emerg ency/mayxr3.html Rozsáhlý subkapsulární hematom sleziny u pacienta po autonehodě http://www.mc.vanderbilt.edu/vumcdept/emergency/apr7xr 1a.html 40 Výhody CT oproti projekčnímu rtg zobrazení ➢Mnohem vyšší kontrast než u projekčního rtg zobrazení – 0,5% rozdíly v útlumu mohou být rozlišeny, protože: je téměř úplně eliminován vliv rozptylu, měření rtg záření probíhá pod mnoha různými úhly. ➢Z toho plyne, že můžeme vidět a vyšetřovat různé měkké tkáně. ➢Anatomické struktury se vzájemně nepřekrývají. ➢Díky měření z mnoha stran dochází k menšímu zkreslení. 41 Čtyři generace CT 42 „Pátá generace“ CT electron beam tomography (EBT) 43 44 Princip spirálního (3D) CT Rentgenka a detektory se otáčejí kolem posunujícího se pacienta. Multislice CT Cone beam CT Dual Energy 45 Umožněna rychlá 3D rekonstrukce pitch 46 47 Pitch = 0,7 Rotation time: 0.28 sec Scan time: 2.60 sec Pitch = 3 Rotation time: 0.28 ecs Scan time: 0.60 sec 48 Hounsfieldova (CT) čísla Pro zjednodušení hodnocení obrazů používáme Hounsfieldovu stupnici jednotek (HU) pro velikost útlumu. V této zjednodušené stupnici má voda 0 HU, vzduch -1000 HU a kompaktní kost přibližně +1000 HU. Na rozdíl od hodnot koeficientů útlumu hodnoty HU nejsou závislé na napětí rentgenky – můžeme srovnávat obrázky získané pomocí různých přístrojů. Stupnice čísel HU je k dispozici pro CT vyšetření tělesných tkání. Ve většině případů nemá smysl přiřazovat je všem úrovním stupnice šedi (naše oko je schopno rozlišit pouze asi 250 úrovní šedi). Většina měkkých tkání má hodnoty HU v rozmezí od 0 do +100. Proto v praxi používáme omezené „diagnostické okno“ těchto jednotek, např. od -100 do +100. HU = W – voda T – tkáň k = 1000 49 „Diagnostické okno“ stupnice HU <> http://www.teaching-biomed.man.ac.uk/student_projects/2000/mmmr7gjw/technique8.htm Image reconstruction matrix - 512 x 512 pixel - 2D object, smallest element of a raster image voxel - 3D object, smallest element of a 3D grid 50 Rekonstrukce obrazu 51 52 isotropic imaging - all 3 sides (x, y, z) of the voxel have equal size 53 3D CT https://www.carestream.com/en/us/medical/products/carestream-onsight-3d-extremity-system Dozimetrie 54 Radioaktivita Jev, při kterém dochází k samovolnému rozpadu jader, která se děje emisí energie a přeměnou jádra na jiný nuklid. Zákon radioaktivního rozpadu: 𝑁 = 𝑁0 𝑒−𝜆𝑡 , kde N je počet atomů v daném vzorku v čase t, N0 je počet atomů v čase t=0 a λ je rozpadová konstanta. Rozpadová konstanta souvisí s často používaným poločasem rozpadu následujícím způsobem: 𝑇1/2 = 𝑙𝑛2 𝜆 Radiometrické veličiny Veličiny radiační ochrany Dávky z prostředí • V těle – draslík a uhlík (0,17 mSv/rok) • Přírodní radioaktivní zdroje v ČR na úrovni 3,2 mSv (Německo 4,8 mSv, Itálie 5 mSv, Ramsar 260 mSv). • hodnoty pro let podzvukových letadel mezi 0,004 a 0,01 mSv za hodinu. Např. Praha-New York-Praha je hodnota dávky 0,16 mSv, pro let Praha-Tokyo-Praha je hodnota dávky 0,23 mSv. • Palubní personál odpracuje cca 400-800 letových hodin ročně, tomu odpovídá dávka 1,6 mSv až 8 mSv Radiační zátěž populace Největší podíl na průměrném ozáření osob žijících v ČR má radon (40 %), radionuklidy v zemské kůře (10 %), radionuklidy v těle a v potravinách (20 %), kosmické záření (10 %), Z umělých zdrojů je nejvýznamnější lékařské ozáření (20 %). Obávané jaderné elektrárny mají oproti tomu na svědomí asi jen 0,01 % z celkového ozáření osob. 59 60 Ochrana před ionizujícím zářením Typy detektorů Fotografická detekce Osobní dozimetrie Termoluminiscenční detektory Typy detektorů Ionizační detektory Stlačený plyn (xenon) Ionizace Signál Pevnolátkové detektory Scintilace Zachycení fotonu Světlo Fotodioda (fotonásobič) Elektrický signál Geiger-Müllerův detektor Scintilační detektory Fotonásobiče • Elektronky, které slouží k zesílení signálu • Elektrony dopadají na fotokatodu, kde se fotoelektrickým jevem uvolňují další elektrony. Ty jsou přitahovány a urychlovány elektrickým polem k dynodě, na kterých dojde opět k vyražení nových elektronů • Lavina elektronu nakonec dopadá na anodu, kde je detekován napěťový impuls Scintilační detektory Děkuji za pozornost! 70