VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií Bakalářský studijní obor ELEKTROTECHNIKA, SDĚLOVACÍ TECHNIKA
BAKALÁŘSKÁ PRÁCE
Brno 2006
Martin HORÁK
VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií Ústav biomedicínského inženýrství,
HODNOCENÍ VLASTNOSTÍ RTG DSA ZOBRAZOVACÍCH SYSTÉMŮ bakalářská práce
Studijní obor:
Elektrotechnika, sdělovací technika
Jméno studenta:
Martin HORÁK
Vedoucí bakalářské práce: Doc. Ing. Aleš Drastich , CSc.
BRNO UNIVERSITY OF TECHNOLOGY Faculty of Electrical Engineering and Communication Department of Biomedicine
Properties evalution of RTG DSA imaging systems Bachelor Thesis
Study Specialization: Electronics and Communications Author:
Martin HORÁK
Supervisor:
Doc. Ing. Aleš Drastich , CSc.
ABSTRACT Digital Subtraction Angiography systems can be found in most medium-sized and large hospitals. The procedure is commonly used to identify atherosclerosis, to diagnose heart disease, to evaluate kidney function, to detect an aneurysm, tumor, blood clot etc. Compared to CT systems, DSA provides more accurate results. The main task of this thesis was to discuss the DSA imaging system parameters, which describes imaging process and the contemporary evaluating methods, show their disadvantages and possibilities to solve connected problems. Focused on objective evaluating methods, the noise power spectrum N P S, the modulation transfer function M T F and the detective quantum efficiency DQE as the most important parameters identifying the digital system were described. At the end of the thesis we can find the contemporal DSA systems available in the Czech republic.
Prohlášení
Prohlašuji, že svou bakalářskou práci na téma ”Hodnocení vlastností RTG DSA zobrazovacích systémů” jsem vypracoval samostatně pod vedením vedoucího bakalářské práce a s použitím odborné literatury a dalších informačních zdrojů, které jsou všechny uvedeny v seznamu literatury na konci práce.
V Brně dne . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .................... ( podpis autora )
3
Poděkování
Děkuji vedoucímu bakalářské práce Doc. Ing. Aleši Drastichovi, CSc. za účinnou metodickou, pedagogickou a odbornou pomoc a další cenné rady při zpracování mé bakalářské práce.
V Brně dne . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .................... ( podpis autora )
OBSAH Úvod
8
1 Obecný proces zobrazení
9
1.1
1.2
1.3
1.4
Akvizice . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10 1.1.1
Akviziční geometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
1.1.2
Detekční geometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
Detekce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16 1.2.1
Zesilovač jasu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
1.2.2
Detektory digitální videografie . . . . . . . . . . . . . . . 17
1.2.3
Detektory přímé radiografie (Flat panely) . . . . . . . . 19
1.2.4
Kritéria hodnocení procesu detekce . . . . . . . . . . . . 21
Zpracování . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 1.3.1
Rekurzivní filtrace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
1.3.2
Subtrakční metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
1.3.3
Superpoziční techniky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
1.3.4
Parametrické a funkční zobrazení . . . . . . . . . . . . . 28
Prezentace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
2 Metodika hodnocení DSA systémů 2.1
2.2
2.3
30
Hodnocení pomocí testovacích objektů . . . . . . . . . . . . . . 30 2.1.1
Rotační fantom k ověření dynamického rozsahu . . . . . 31
2.1.2
Testovací objekt TCD 8 (kontrast-detail) . . . . . . . . . 31
2.1.3
Testovací objekt k ověření dynamického rozsahu . . . . . 32
2.1.4
Testovací objekt pro odhalení artefaktů při zobrazení . . 32
Objektivní hodnocení pomocí DQE . . . . . . . . . . . . . . . . 34 2.2.1
Výpočet MTF . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36
2.2.2
Výpočet NPS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40
2.2.3
Podmínky měření stanovené normou IEC 62220 . . . . . 41
2.2.4
Analýza spektra rtg záření podle IEC 61267 . . . . . . . 42
Teoretický odhad DQE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.3.1
Model systému pomocí kaskády lineárních bloků . . . . . 43
2.3.2
Výpočet DQE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47
3 Atomový zákon
49
3.1
Přejímací zkoušky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
3.2
Zkoušky dlouhodobé stability . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50
3.3
Zkoušky provozní stálosti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
4 Dostupné angiografické systémy
52
4.1
GE Healthcare . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
4.2
Toshiba . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
4.3
Siemens . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
4.4
Shimadzu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
5 Servisní organizace na území ČR
56
Závěr
58
Literatura
59
6
SEZNAM OBRÁZKŮ 1.1
Akviziční geometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
1.2
Optická ohniska rentgenky ; rentgenka s rotační anodou . . . . . 13
1.3
Impulzní charakteristika PSF s vyznačením FWHM . . . . . . . 14
1.4
Testovací mřížka Hütnerova typu 18 . . . . . . . . . . . . . . . . 15
1.5
Klínový fantom DEP-501 vyrobený z Al . . . . . . . . . . . . . 15
1.6
Elektronka typu Vidikon . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
1.7
CCD snímač . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
1.8
Přímá konverze - Flat panel detector . . . . . . . . . . . . . . . 19
1.9
Nepřímá konverze - Flat panel detector . . . . . . . . . . . . . . 20
2.1
Rotační testovací objekt pro ověření dynamického rozsahu . . . 31
2.2
Testovací objekt TCD 8 pro měření kontrast-detail . . . . . . . 31
2.3
Testovací objekt pro ověření dynamického rozsahu . . . . . . . . 32
2.4
Testovací objekty pro odhalení artefaktů . . . . . . . . . . . . . 33
2.5
Převzorkování snímané ESF . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39
2.6
ROI testovací objekt . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40
2.7
Metoda lineárních bloků . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48
2.8
QAD diagram . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48
4.1
DSA zobrazovací systémy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55
ÚVOD U běžných rentgenových zobrazovacích systémů je k rozlišení dvou sousedních struktur zapotřebí dosažení dostatečné modulace prostorové distribuce signálového radiačního toku. Schopnost rozlišení těchto struktur je závislá na kontrastu ve snímané scéně a volbě spektra rtg signálu, které lze ovlivnit pracovním režimem rentgenky. U běžné skiaskopie a skiagrafie je možné ve výsledném obrazu rozlišit jen některé druhy tkání a kontrast je většinou nižší než hodnota mezního kontrastu zobrazovacího procesu. Tyto důvody vedly k aplikaci kontrastních látek, které zvyšují kontrast v oblastech s nedostatečným přirozeným kontrastem. Technologie DSA využívá aplikaci kontrastních látek do krevního řečiště pomocí zavedeného katetru (Seldingova metoda), abychom dosáhli zvýšení kontrastu v cévním řečišti. Umožňuje tak pozorování těžko zobrazitelných detailů a detekci karcinomů včetně jejich krevního zásobení. Technologie DSA patří mezi poměrně nové technologie a dále se rozvíjí. Práce má seznámit čtenáře s obecnou problematikou procesu zobrazení u rentgenových zobrazovacích systémů, popsat vliv jednotlivých bloků zobrazovacího řetězce na výsledný obraz a blíže se zaměřit na problematiku DSA systémů. Následně jsou stanoveny metody pro praktický popis celého zobrazovacího systému, které nachází uplatnění při provádění zákonem stanovených měření. Požadavkem organizace, která studii zadávala, byl popis metodiky měření pomocí objektivních metod hodnocení. Tomuto požadavku bylo vyhověno a případné metody byly podloženy potřebnou literaturou pro podrobnější informace. Závěr práce je věnován nabídce firem působících na území ČR, které poskytují příslušné zobrazovací systémy s možností pravidelného servisu.
8
1
OBECNÝ PROCES ZOBRAZENÍ
Technologie DSA (Digitální Subtrakční Angiografie) patří obecně mezi přímé a nepřímé techniky digitální radiografie. Proces sběru dat je založen na principech projekčního zobrazení, kdy je vytvářen výsledný sumační obraz ze všech struktur ležících ve směru signálové radiace (rentgenka-detektor). Proces zobrazení lze z hlediska funkce popsat následujícím blokovým schématem :
Jednotlivé bloky podrobíme bližší analýze a popíšeme faktory, které ovlivňují proces zobrazení. Kvalitu procesu zobrazení budeme hodnotit pomocí prostorového rozlišení, prahového kontrastu, dynamického rozsahu, vztahu kontrastdetail, stability zisku, přítomnosti artefaktů po subtrakci, případně některých dalších parametrů, které se významnou měrou podílí na vlastnostech ZS (Zobrazovacího systému). Na několika následujících stranách jsou pro jednotlivé bloky zobrazovacího řetězce podrobně popsány výše uvedené faktory společně s možnostmi hodnocení.
9
1.1
Akvizice
Snímaná scéna je metodami sběru (akvizice) a dalším zpracováním diskretizována na elementární oblasti (pixely) dané průmětem detektoru do snímané scény pospané parametry ∆x · ∆y. Každý pixel (obrazový element) udává hodnotu primárního parametru scény v plošném elementu scény. Primárním parametrem rozumíme fyzikální veličinu vytvářející zrakový vjem. V digitální radiografii se používají tyto akviziční systémy : • S postupným zaváděním informace (point-scanned detector) Využívá skener (skenovací systém) s úzce směrovým detektorem. Skener je opticky-mechanickým způsobem přemísťován po matici hodnot primárního parametru. Okamžitá snímaná scéna je tudíž vždy menší než celková zobrazovaná scéna. Tyto systémy vykazují vynikající homogenitu obrazu, dobrou detekční účinnost a dobrou eliminaci rozptýlené radiace. Problémem je časová náročnost procesu sběru dat, krátká doba snímání jednotlivých částí obrazu, nízká časová rozlišovací schopnost a problémy se stabilitou akvizičních parametrů. • Se smíšeným zaváděním informace (line-scanned detector) Je kompromisem mezi skenovacími a neskenovacími systémy. Obsahuje mozaiku detektorů, které jsou čteny v jednom směru. Tyto systémy vykazují široký dynamický rozsah, relativně dobrý poměr SN R, dobrý kontrast a dobrou eliminaci rozptýlené radiace. Nevýhody shodné s předchozím systémem jsou částečně potlačeny, stále však zůstávají. • Se současným zaváděním vstupní obrazové informace (area detector) Okamžitá snímaná scéna odpovídá celkové zobrazované scéně. Signál může být akumulován delší dobu, což výrazně zlepšuje poměr SN R. Nevýhodou je problém homogenity parametrů detektorů a nižší prostorová rozlišovací schopnost (v současnosti je však dostatečná). Akviziční proces vytváří limitní dosažitelné parametry celého zobrazovacího systému, které jsou dány především jeho konstrukcí. Dále se proto budeme zabývat parametry akviziční a detekční geometrie.
10
1.1.1
Akviziční geometrie
Udává geometrii uspořádání soustavy mezi zdrojem signálu (rentgenka) a detektorem. Je určena vzdálenostmi rentgenka-objekt a objekt-detektor. Ovlivňuje limitní dosažitelné parametry z hlediska : • Efektivnosti využití použitého rtg záření - elektrické množství • Dávky absorbované pacientem při použití daného elektrického množství • Limitního dosažitelného prostorového rozlišení v obrazové rovině • Limitního dosažitelného kontrastního rozlišení • Prostorové variantnosti • Homogenity procesu zobrazení • Nelinearity přenosu poziční souřadnice
Obr. 1.1: Akviziční geometrie Akviziční geometrie se podílí na vzniku nelinearity přenosu poziční souřadnice vlivem divergence svazku rtg záření, která je pro skiaskopii běžná. Divergentní charakter svazku záření vyvolá zvětšení obrazu závislé na vzdálenosti objektohnisko rentgenky (změna plochy a · cosθ závislá na vzdálenosti z) a úhlu θ při z = konst(Ω = a cosθ .) r2 Pozn.: Uvedené parametry jsou podrobně popsány v bloku Detekce (str. 16).
11
Akviziční kontrast Naším požadavkem je dosažení co největšího kontrastu, který udává minimální změnu signálu, který lze po zpracování ještě rozlišit. Akviziční kontrast mezi dvěma sousedními obrazovými elementy je dán poměrem odlišnosti útlumu rtg záření na odpovídajících sousedních paprscích vymezených velikostí pixelů snímané scény [1] : max − min . (1.1) max + min (Kde K je kontrast ve scéně, max (min) udává maximální (minimální) stupeň K=
odlišnosti útlumu záření ve dvou pixelech). Přitom zobrazení jednoho pixelu reprezentuje zobrazení hodnoty paprskového integrálu daného obrazového elementu. Tento parametr nejčastěji hodnotíme pomocí subjektivního měření fantomem kontrast-detail (str. 31).
1.1.2
Detekční geometrie
Je to takové uspořádání akviziční jednotky, které výrazně ovlivňuje limitní dosažitelné parametry procesu zobrazení, zejména prostorové rozlišení a energetické (kontrastní) rozlišení. Z hlediska detekční geometrie hodnotíme : • Velikost optického ohniska rentgenky Optické ohnisko rentgenky je tvořeno plochou průmětu elektronového ohniska do roviny kolmé k centrálnímu paprsku primárního svazku rtg záření. Přičemž elektronové ohnisko je tvořeno plochou řezu elektronovým svazkem ve směru rovnoběžném s povrchem anody v pozici těsně před jejich dopadem na anodu (obr. 1.2). Pro danou geometrii procesu zobrazení (vzdálenost ohnisko-scéna a scéna-receptor obrazu) určuje limitní dosažitelnou prostorovou rozlišovací schopnost procesu zobrazení, tzv. geometrickou neostrost N g definovanou [1] : Ng = O
b . F −b
(1.2)
(Kde O udává velikost optického ohniska rentgenky, b vyjadřuje vzdálenost objekt-detektor, F − b vzdálenost ohnisko-objekt). Velikost optického ohniska rentgenky významně ovlivňuje celkové prostorové rozlišení zobrazovacího procesu. Při zmenšení optického ohniska se
12
prostorové rozlišení zvětší a zároveň se zmenší energetické (kontrastní) rozlišení. Při zvětšení optického ohniska se prostorové rozlišení zmenší a zvětší se energetické rozlišení. Naším požadavkem je dostatečné prostorové rozlišení, proto se snažíme o zmenšení optického ohniska např. použitím rentgenky s rotační anodou.
Obr. 1.2: Optická ohniska rentgenky ; rentgenka s rotační anodou
• Prostorové rozlišení - Objektivní hodnocení : – V prostorové oblasti hodnotíme prostorové rozlišení pomocí impulzní charakteristiky P SF (Point Spread Function). P SF obecně vyjadřuje odezvu zobrazovacího systému na Dirackův impulz. U rentgenových přístrojů však častěji používáme hodnocení pomocí LSF (Line Spread Function), které popisuje odezvu na čárový zdroj. Matematicky můžeme vyjádřit charakteristiku P SF pomocí obecného operátoru zobrazení S (předpoklad platnosti principu superpozice, linearity a jednotkového zvětšení procesu zobrazení) [1] : n
o
S δ(x0 − ξ) · δ(y − ζ)dξdζ ≡ h(x, y, ξ, ζ).
(1.3)
(Kde ξ, ζ jsou souřadnicemi pozorovaného objektu a x, y jsou souřadnicemi obrazu).
– Ve frekvenční oblasti pomocí modulační přenosové funkce MTF. Modulační přenosová funkce M T F (Modulation Transfer Function) je vyjádřena jako modul optické přenosové funkce OT F (Optical Transfer Function), která je komplexního charakteru. Funkce OT F vznikne Fourierovou transformací impulzní charakteristiky
13
P SF . Hodnocení M T F se provádí pomocí určování šířky přenášeného pásma na jednotlivých prostorových frekvencích. Šířka pásma může být definována pro různou hodnotu úrovně poklesu charakteristiky M T F . M T F zde popisuje účinnost přenosu kontrastu na jednotlivých prostorových frekvencích u a v. Jelikož je funkce P SF většinou sudá, můžeme říci, že M T F je přímo rovna OT F [1] : OT F (u, v) =MTF(u, v) · ejP T F (u,v) ,
(1.4)
OT F (u, v) = FT{P SF (x, y)}.
(1.5)
(Kde u, v udávají jednotlivé prostorové frekvence, P T F vyjadřuje fázovou přenosovou funkci).
– Pomocí veličiny FWHM (Full Width at Half Maximum). Udává šířku v polovině maximální výšky impulsní charakteristiky P SF akviziční aperturové funkce. F W HM popisuje vliv uvedených veličin na limitní dosažitelné prostorové rozlišení a proto je někdy nazýván koeficientem prostorového rozlišení. Čím vyšších nabývá F W HM hodnot, tím nižší je dosažené prostorové rozlišení.
Obr. 1.3: Impulzní charakteristika PSF s vyznačením FWHM
14
Prostorové rozlišení - Subjektivní hodnocení : – Pomoci fantomů. Hodnocení se provádí pro nízkokontrastní a vysokokontrastní režim. Při nízkokontrastním hodnocení používáme lamelového fantomu, který určuje prostorové rozlišení dané rozestupem patřičných lamel. Tyto lamely jsou vyrobeny nejčastěji z Wolframu či Titanu, aby docházelo k dokonalé absorpci rtg záření na povrchu lamel. Tímto hodnocením ověřujeme velikost nejmenšího možného detailu, který jsme ještě schopni zaregistrovat. Jako testovací objekt se používá např. rozlišovací mřížka Hütnerova typu 18 (obr. 1.4) nebo patřičný fantom typu TOR (ETR 1). Pro vysokokontrastní hodnocení systému využíváme klínový fantom, který vykazuje přesně definované útlumy rtg záření na jednotlivých stupních daných např. schodovitým tvarem fantomu (obr. 1.5).
Obr. 1.4: Testovací mřížka Hütnerova typu 18
Obr. 1.5: Klínový fantom DEP-501 vyrobený z Al
15
1.2
Detekce
Detekcí chápeme část zobrazovacího řetězce, který následuje po akvizici a pracuje s rtg signálem až do převodu na elektrický signál. Většina současných systémů digitální radiologie používá metody současného zavádění vstupní obrazové informace pomocí zesilovače jasu a TV kamery nebo Flat panelu. Tyto detektory snímají stále celé zorné pole, což s sebou nese řadu výhod i nevýhod. Detektory s TV kamerou jsou vývojově starší a používá se pro ně označení digitální videoradiografie. V současnosti jsou však nahrazovány novějšími detektory tzv. přímé radiografie na principu flat panelů (FPD - Flat Panel Detector). Blok detekce popíšeme pomocí 2 základních částí - zesilovač jasu a detektory.
1.2.1
Zesilovač jasu
Je tvořen vakuovým prvkem, který provádí proces zobrazení se současným zaváděním a současným vyhodnocením obrazové informace. Využívá při tom promítání scény ze zakřiveného vstupního stínítka na stínítko rovinné a tvarování svazku elektronů pomocí elektronové optiky. Elektronová optika je tvořena soustavou elektromagnetických čoček, které umožňují fokusaci elektronů a projekci jejich svazku na menší výstupní luminiscenční stínítko, kde se transformují na viditelný obraz se zvýšeným jasem. Několikanásobnou transformací obrazové informace se dosahuje značného zesílení jasu v obrazu a geometrického zmenšení obrazu, proto výsledek pozorujeme zvětšovací optikou. Zesílení jasu elektrooptického zesilovače je určeno dvěma mechanizmy : • Zesílení lumenové Zl Závisí na citlivosti vstupního η1 a výstupního η1 luminiscenčního štítu, citlivosti fotokatody i a kinetické energii urychlených fotoelektronů vzniklých potenciálem U mezi anodou a katodou [1] : Zl = η1 · η2 · i · U.
(1.6)
• Geometrické zmenšení Zm Je úměrné kvadrátu lineárního zmenšení m, které je určeno poměrem průměru vstupního a výstupního stínítka [1] : Zm = m2 .
(1.7)
16
Výsledné zesílení zesilovače jasu [1] : Z = Zl · Zm .
1.2.2
(1.8)
Detektory digitální videografie
Pracují na principu současného zavádění a postupného vyhodnocení obrazové informace (skenovací systémy). Dosahují tak zvětšení velikosti signálu v jednom obrazovém elementu a zlepšení poměru SN R. V této skupině detektorů se používají 2 typy snímačů : • Tv elektronka Jedná se o vakuovou elektronku, zejména typu Vidikon popř. Satikon. Obě elektronky se liší použitým materiálem elektrody : Vidikon (antimony trisulfide), Satikon (Selenium Arsenic Tellurium). Vidikon je vakuová akumulační snímací elektronka fungující na principu vnitřního fotoelektrického jevu. Díky nenulovému proudu za temna určuje nejnižší použitelný expoziční příkon rtg záření. Prostorová rozlišovací schopnost je dána konstrukcí fokusačního systému elektronky, který má velký vliv i na prostorovou variantnost procesu. Prostorové rozlišení je dále ovlivňeno parazitním únikem náboje do sousedního detekčního elementu tzv. blooming. Vychylovací systém elektronky vykazuje značnou nelinearitu přenosu poziční souřadnice, proto vzniká poduškové nebo soudkové zkreslení obrazu. Zejména systém Satikon vykazuje relativně velký blooming a jsou zde problémy s prostorovou variantností a homogenitou obrazu. • Světločivé snímače CCD CCD (charge-coupled devices) jsou většinou tvořeny strukturou MIS (Metal Insulator Semiconductor). CCD detektory se používají v nepřímé radiografii, kde vynikají svým prostorovým rozlišením a mají velmi malé rozměry. Nutností je však použití systému čoček a optických vláken, které koncentrují obraz z luminiscenčního štítu na malou plošku CCD. Největšího uplatnění našly maticové (plošné) obrazové snímače na bázi CCD. Linearita přenosu pozice je odvozena od přesné geometrie matice detektorů a obecně je lepší než u elektronek. Výhodami oproti elektronkám je mnohem menší proud za temna, prostorové rozlišení dané diskrétní strukturou CCD (stejné v centru i na okrajích), dosahují větší účinnosti
17
přenosu kontrastu, mají menší setrvačnost, lepší poměr SN R a minimální blooming.
Obr. 1.6: Elektronka typu Vidikon
Obr. 1.7: CCD snímač
18
1.2.3
Detektory přímé radiografie (Flat panely)
Tyto detektory transformují latentní rtg obraz buď přímo na elektrický signál (přímá konverze) nebo využívají luminiscenčního jevu v pevné fázi. Transformují tedy latentní rtg obraz na světelný meziobraz a až potom ho transformují na elektrický signál (nepřímá konverze). Tyto detektory jsou založeny na principu Flat panelů. Díky lepším vlastnostem zejména při přímé konverzi postupně nahrazují starší systémy TV kamer. Používá se zde výhradně detektor pevné fáze, čímž eliminujeme nelinearitu přenosu poziční souřadnice vakuového prvku. • Přímá konverze Technologie spočívá v nanesení detekční polovodičové vrstvy (matice fotodiod) na tenkou vrstvu tranzistorů TFT (Thin Film Tranzistor), přičemž každé fotodiodě odpovídá jeden tranzistor. Typicky se používá detekční amorfní vrstva Selenu (a-Se). Selén je použit kvůli jeho výborným detekčním vlastnostem a velmi vysoké dosahované prostorové rozlišovací schopnosti. Detektor vykazuje velkou linearitu přenosu poziční souřadnice.
Obr. 1.8: Přímá konverze - Flat panel detector
19
• Nepřímá konverze Pro nepřímou konverzi se používají detektory typu Flat panel se scintilátorem (luminiscenční látka). Konstrukce je totožná s technologií přímé konverze, ale navíc je tu luminiscenční vrstva. Po dopadu rtg záření na scintilátor se emituje viditelné světlo odpovídající intenzitě dopadlého rtg záření. Následně je viditelné světlo zaznamenáno maticí detektorů. Nevýhodou těchto systémů je možný rozptyl světla mezi luminoforem a detekční vrstvou fotodiod, což limituje dosažitelné parametry. Luminofor detekční vrstvy může být : – Amorfní Si Použitá vrstva amorfního Si vykazuje značný rozptyl světla a proto se používá jen výjimečně ve starších typech přístrojů. – S uspořádanou krystalickou strukturou CsI Paralelní struktura podélných krystalů o průměru jednotek µm a délce stovky µm značně potlačuje rozptyl světla a zlepšuje tak dosažitelné parametry. Tyto krystaly jsou silně hygroskopické a v uvedené struktuře se chovají jako miniaturní optická vlákna.
Obr. 1.9: Nepřímá konverze - Flat panel detector
20
1.2.4
Kritéria hodnocení procesu detekce
• Prostorové rozlišení Na celkovém prostorovém rozlišení se podílí jak zesilovač jasu tak i detektory. Hodnocení je totožné s již uvedeným hodnocením detekční geometrie (str. 13). • Energetické (kontrastní) rozlišení Naším požadavkem je dosažení co nejvyšších hodnot kontrastu ve scéně, což zlepšuje limitní rozlišitelnost detailu ve scéně. Dá se vyjádřit jako minimální změna signálu, který lze po zpracování zobrazovacím systémem, ve výsledném obrazu ještě rozlišit. Velikost tohoto signálu je omezena šumem, proto se pro hodnocení kontrastního rozlišení používají parametry SN R nebo DQE. – Koeficient detekční kvantové účinnosti DQE (Detective Quantum Efficiency) Patří k nejobjektivnějším veličinám hodnocení kvality obrazu a v podstatné míře určuje energetické (kontrastní) rozlišení. Vyjadřuje komplexní hodnocení celkové účinnosti procesu zobrazení z hlediska získaného signálu, který detektor přeměnil z dopadajících kvant rtg záření, i z hlediska doprovodného šumu v závislosti na prostorových frekvencích. Naší snahou je dosažení co největšího DQE, aby pacient obdržel co možná nemenší dávku záření. Podrobně je hodnocení ZS pomocí DQE vypracováno na konci práce (str. 34). DQE můžeme vyjádřit pomocí signálu S a šumu N na daných prostorových souřadnicích (u, v) [1] : DQE(u, v) =
( NS )2 vyst (u, v) ( NS )2 vst (u, v)
.
(1.9)
– Poměr signál/šum SNR (Signal to Noise Ratio) Při hodnocení procesu zobrazení z hlediska šumu používáme veličinu SN R, která popisuje poměr úrovně signálu V a efektivní hodnoty jeho šumu ∆V [1] : SN R = 20log
V . ∆V
(1.10)
Pozn.: V digitální radiografii za použití flat panelů můžeme také hodnotit šum pomocí veličiny N EQ (Noise Equivalent Quanta),
21
která vyjadřuje poměr signál/šum pomocí počtu kvant fotonů. Pro uvedení vzorce je třeba zavést veličiny výkonové spektrum šumu N P S (Noise Power Spectrum) a I 2 (d, u) vyjadřující výkonové spektrum signálu ve výstupním obrazu [1] : 2 N EQ(d, u) = SN Rvyst =
I 2 (d, u) . N P S(d, u)
(1.11)
• Linearita přenosu poziční souřadnice Je významným faktorem zejména u subtrakčních metod. Na pozičním zkreslení se podílí vliv nedokonalostí elektronové optiky spolu s dalšími prvky zobrazovacího řetězce. Elektronová optika je tvořená systémem elektromagnetických čoček, které koncentrují paprsek. Největší nelinearitu však zavádí vakuové prvky zobrazovacího řetězce. Při použití TV kamer dochází k poduškovému nebo soudkovému zkreslení podle zakřiveného tvaru vstupního stínítka zesilovače jasu. Pro hodnocení, zda-li je přenos lineární použijeme parametr M [1] : x = Mhoriz · ξ,
y = Mvert · ζ.
(1.12)
(Kde x,y jsou poziční souřadnice v obraze, ξ a ζ jsou prostorové souřadnice ve scéně a konstanty M udávají měřítko zvětšení výsledného parametru v horizontálním či vertikálním směru). • Linearita přenosu obrazové souřadnice Je definována tvarem obrazové transformační funkce, tzv. gradační charakteristiky. Transformační funkce přenosu obrazové souřadnice vyjadřuje závislost mezi velikostí výsledného parametru a velikostí primárního parametru. Určuje, zda má zobrazovací proces konstantní citlivost nezávislou na absolutní velikosti primárního parametru (tzv. gradační zkreslení). Výslednou veličinu i můžeme určit [1] : i = K · oγ .
(1.13)
(Kde o vyjadřuje vstupní veličinu, K konstantu určující útlum a γ je gradační konstantu, určující maximální strmost transformační funkce). Na linearitu přenosu obrazové souřadnice má vliv spektrum rtg záření, zobrazovaná scéna a jednotlivé prvky zobrazovacího řetězce. Vliv zobrazované scény na linearitu přenosu obrazové souřadnice souvisí s jevem
22
utvrzování svazku rtg záření a se spojitostí spektra, což se projeví na nelinearitě transformační funkce. Vliv zobrazovacího řetězce je patrný při nízkých a vysokých expozičních příkonech, kde se projeví nelinearita (např. vakuových prvků u nepřímé metody). • Homogenita procesu Homogenita popisuje odchylky od konstantní citlivosti přenosu obrazové souřadnice v závislosti na poziční souřadnici. Je způsobena v důsledku odchylek od konstantní citlivosti obrazových detektorů v závislosti na poziční souřadnici, prostorové variantnosti procesu zobrazení a v důsledku nelinearity přenosu poziční souřadnice. K nehomogenitě dále přispívají jednotlivé prvky zobrazovacího řetězce. Obecně zobrazovací proces vykazuje značnou nehomogenitu. • Prostorová variantnost procesu zobrazení Prostorová variantnost udává zda-li jsou impulzní charakteristiky identické v závislosti na poziční souřadnici. Pokud je proces invariantní, jsou impulzní charakteristiky stejné ve všech bodech a prostorová rozlišovací schopnost je nezávislá na pozici ve scéně. Obecně je však zobrazovací proces variantní. Hodnocení se provádí pomocí modelu scény s různě rozmístěnými bodovými zdroji.
23
1.3
Zpracování
Procedury používané v digitální radiografii : • Procedury používané pro kompresi obrazových dat K archivaci velkého množství dat - zejména bezeztrátová komprese. • Procedury používané k restaurování obrazu Odstranění různých zkreslení - rekurzivní filtrace, subtrakční techniky. • Procedury používané ke zkvalitnění (zvýraznění/obohacení) obrazu • Procedury používané k segmentaci obrazu Ke zlepšení psychosenzorického vjemu. • Procedury používané k rozpoznání obrazu Pro další možnosti počítačové analýzy. • Procedury používané k metrologii v obrazu K měření rozměrů ve scéně a koncentrací kontrastní látky. • Speciální procedury používané v angiografii, ventrikulografii, angiokardiografii a IVR - Cílem zajistit bezpečný průběh IVR (Intervenční radiografie). Využívá technik roadmapping a landmarking.
1.3.1
Rekurzivní filtrace
Používáme tuto techniku pro zlepšení poměru SN R výsledného obrazu. Využívá vlastnosti, že šum v obrazu je stochastický a tudíž není korelován, zatímco snímáním téže scény vznikají korelované obrazy. Z tohoto důvodu lze použít kumulační techniky s rovnoměrnými nebo nerovnoměrnými vahami. Kumulace s rovnoměrnými vahami s pevným oknem m obrazů způsobí redukci šumu √ s faktorem k = m-krát. U DSA zobrazení se tato metoda používá pro filtraci obrazu a eliminaci pohybového šumu. Pro pomalu se měnící obrazy se používá kumulační metoda s rovnoměrnými vahami a klouzavým oknem, kdy je pro výsledný obraz použit výpočet ze všech předchozích obrazů. Dochází tak k re√ dukci šumu s faktorem k = 2k − 1. Se zvyšujícím se faktorem k dochází sice k redukci šumu, avšak zhoršuje se časová rozlišovací schopnost a tím vzniká pohybová neostrost při změně scény.
24
1.3.2
Subtrakční metody
Pomocí subtrakčního zpracování je možné redukování šumu v obraze, který nejsme schopni běžnými metodami odstranit. Informace vyskytující se v obrazu jsou charakteru : • Relevantní – chceme zachovat, jsou významné. • Irelevantní – můžeme odstranit, jsou nevýznamná. • Redundantní – můžeme odstranit, jsou nadbytečná. Za zdrojem šumu pak můžeme považovat všechny zdroje fyzikálního šumu a zároveň obrazové informace, které jsou nevýznamné a nadbytečné. Druhy šumu, které se mohou v digitální radiografii vyskytnout : • Strukturální šum Je tvořen částmi scény, které nás nezajímají (anatomické struktury). • Pohybový šum Vzniká pohybem pacienta a jeho vnitřních orgánů (pokud nehodnotíme pohyb orgánů). • Fyzikální šum Způsoben vlivem fyzikálních a elektronických zdrojů vázaných na signálovou radiaci. • Kvantizační šum Vzniká při vyjádření hodnot obrazové funkce pomocí diskrétních hodnot kvantizačních hladin při použití digitalizace. Tento šum je závislý na hustotě zářivého toku signálové radiace a se snižující hustotou toku generovaných fotonů roste jeho hodnota.
Metody subtrakční techniky : • Časová filtrace obrazového toku Časová obrazová subtrakce TID (Temporal Image Subtraction) se používá při aplikaci kontrastní látky, kdy dochází k časové změně její koncentrace ve sledované oblasti.
25
Techniky časové filtrace : – Potlačení strukturálního šumu Snažíme se o potlačení strukturálního šumu. Pro koeficienty ki impulzní charakteristiky takového časového časového filtru TSF (Time P
Spread Function) platí :
ki = 0
– Potlačení fyzikálního šumu Používáme metody časové integrace TI (Temporal Integration), která je obdobou kumulační metody s rovnoměrnými vahami, dojde ke zlepšení SN R. – Potlačení pohybového šumu Při zobrazování rychle se pohybujících struktur využijeme metody vrátkované subtrakce (kardiologické systémy). Je nutná přesná synchronizace snímání obrazu např. s průběhem EKG. Nevýhodou je špatný poměr SN R. – Vyšší metody časové filtrace Například se používá přizpůsobená filtrace MF (Matched Filtration) za využití kontinuální rekurzivní časové filtrace. – ”Matched” filtrace Využívá faktu, že impulzní charakteristika filtru pro maximalizaci SN R je podobná tvaru signálu filtrem zpracovávaného, což představuje diluční křivku kontrastní látky. – Rekurzivní filtrace Výsledný obraz je tvořen kombinací právě snímaného obrazu s obrazy předešlými, přičemž předešlé obrazy jsou váhovány vhodně zvolenou funkcí. Využívá nerovnoměrného váhování s klouzavým oknem. Dosahuje lepšího poměru SN R (zejména potlačuje fyzikální šum). Pro potlačení i strukturálního šumu musí být navíc použito dvou filtrů (RF filtr), kdy součet absolutních hodnot koeficientů impulzní charakteristiky obou filtrů je stejný. Zpravidla jsou koeficienty jednoho filtru kladné, druhého záporné.
26
• Denzitometrická analýza subtrahovaného obrazu Signálová radiace prošlá zobrazovaným objektem tloušťky d je tvořena aditivní superpozicí primární radiace a rozptýleného záření. Po subtrakci je výsledný obraz redukován faktorem
1 S 1+ P
. Přesnost dezitometrického
hodnocení DSA je ovlivněna skladbou scény a např. v oblasti kostí je vhodné aplikovat restaurační techniky k potlačení vlivu rozptylu záření.
1.3.3
Superpoziční techniky
Pomocí superpozičních technik subtrakce skiaskopického obrazu s vhodně zpracovaným obrazem se např. zajišťuje správné sledování pozice katetru v cévním řečišti. • Roadmapping Po aplikaci kontrastní látky do krevního řečiště se v době maximální koncentrace kontrastní látky sejme obraz jako maska a uloží se do paměti. Následně je maska subtrahována s aktuálně snímaným skiaskopickým obrazem. Umožňuje sledování katetru a cévy, kde se katetr nachází. • Landmarking Před aplikací kontrastní látky (prekontrastní fáze) se sejme maska a během aplikace kontrastní látky se sejme několik obrazů, ze kterých je metodou ”peak pixel” vytvořen výsledný obraz s maximálním dosažitelným kontrastem. Tento obraz se odečte s maskou a získáme maximální kontrast cévního stromu. Nakonec se výsledný obraz přičte ke snímanému skiaskopickému obrazu. Umožňuje sledovat šíření kontrastní látky cévním stromem.
27
1.3.4
Parametrické a funkční zobrazení
Při diskretizaci obrazu se vytváří trojrozměrné datové pole. První dva parametry nesou informaci o prostorové distribuci primárního parametru. Třetí parametr určuje velikost daného parametru (densitu D) v místě (x, y) v závislosti na čase t. Časová závislost parametru, který je dán zčernáním obrazu v daném bodě se nazývá PD (Pixel Denzogram). Díky dostupnosti PD pro všechny pixely můžeme separovat tyto parametry : • Denzitní parametry charakterizující např. maximální plnění struktur • Časové parametry charakterizující např. průtokové znaky • Frekvenční parametry získané z Fourierovy transformace PD • Parametry popisující PD např. pro zjištění průměru cév • Smíšené časové a denzitní parametry k měření objemů • Statické parametry pro odhad kvality • Parametry vyjadřující stupeň podobnosti mezi dvěma obrazy Za pomocí těchto parametrů vytváříme tzv. parametrický (funkční) obraz. To nám umožňuje zobrazení námi požadované fyzikální veličiny.
28
1.4
Prezentace
Prezentace informací získaných digitální radiografií se provádí na různých typech obrazových monitorů. V současnosti se nejvíce používají LCD monitory nebo vývojově starší CRT monitory. Volbu monitoru však určuje zejména požadovaná aplikace daná konstrukcí akviziční a vyhodnocovací jednotky, přítomnost doplňkových součástí. • Skiaskopický monitor Vyznačuje se vysokým prostorovým a časovým rozlišením. Zobrazuje aktuální obraz snímané scény, proto ho označujeme tzv. live monitor. Umožňuje zobrazení zastaveného obrazu s živým obrazem. • Roadmapping monitor Vyznačuje se vysokým prostorovým rozlišením, časové rozlišení je průměrné. Umožňuje zobrazit tzv. referenční obraz (obraz získaný z referenční pozice), současnou prezentaci několika statických obrazů s dynamickým obrazem.
Pro analýzu obrazu : • DF (Digital Fluorography) monitor Vyznačuje se vysokým prostorovým a průměrným časovým rozlišením, často barevný monitor. Umožňuje zobrazit numerické a grafické výsledky číslicového zpracování najednou. • Monitor fyziologických veličin Určen pro speciální kardiologické aplikace. Obsahuje barevný několikakanálový monitor fyziologických veličin potřebných při zákroku. Obsahuje i prvky pro synchronizaci vstupů, což se používá v subtrakčních metodách.
29
2
METODIKA HODNOCENÍ DSA SYSTÉMŮ
DSA zobrazovací systémy mohou být využity ve skiaskopickém i skiagrafickém režimu. Daný režim je třeba při hodnocení systému zohlednit. Současné hodnocení zobrazovacích systémů používá 2 různé přístupy : • Subjektivní hodnocení pomocí testovacích objektů • Objektivní hodnocení pomocí veličin popisujících vztah vstup/výstup zobrazovacího systému
2.1
Hodnocení pomocí testovacích objektů
S testovacími objekty je nutné pracovat s nejvyšší opatrností, kvůli jejich křehkosti. Testovací objekty určené pro DSA se mohou používat i pro kontrolu obecných radiografických systémů. Pro dosažení optimálních výsledků je třeba respektovat nastavení udané v dokumentaci výrobce. Ověření funkčnosti přístroje se provádí ještě před započetím měření. Je nutné ověřit, zda přístroj funguje správně při standardní skiaskopii. Rentgenový svazek se musí před měřením zkalibrovat, stanovit přesnost napětí rentgenky a zvlášť definovat efektivní bod 75 kVp, který vyjadřuje kvalitu svazku rtg záření. Tato hodnota je pro testovací objekty standardizována na 75 kVp. Zároveň je doporučeno měřit jen v režimech, které jsou pro danou aplikace přístroje klinicky důležité. Expoziční podmínky : Pro toto měření se standardně používá filtrace pomocí 1, 5mm Cu filtru, který se umísťuje blízko rentgenky. Dále je doporučeno pracovat při referenční hodnotě 80% vrcholové hodnoty videosignálu (pokud je přístroj koncipován pro práci při vrcholových hodnotách). Jednotlivé fantomy se umísťují tak, aby byl viditelný štítek a šipka směřovala k hornímu okraji obrazového pole a zpravidla se snímají 4 subtrahované obrazy. Nejprve nastavíme vzdálenost ohniskodetektor na 1m, upravíme výšku stolu, aby zůstala mezera několika cm mezi stolem a zesilovačem obrazu. Velikost pole se volí co možná nejblíže 25cm, výška stolu a vzdálenost ohnisko-detektor tak, aby v obrazovém poli byly zobrazeny všechny detaily testovacího objektu. Zároveň testovací objekty mají být umístěny tak, aby jejich štítek byl otočen směrem k zesilovači a televizní monitor v poloze 12 hodin.
30
2.1.1
Rotační fantom k ověření dynamického rozsahu
Fantom umístíme tak, aby červená značka směřovala dolů a bílá značka nahoru. Horní okraj monitoru se umístí do polohy 9 hodin. Nejjasnější části obrazu se mají nacházet v horním levém okraji. Vzdálenost ohnisko-detektor se nastaví tak, aby se uvnitř kruhu vytvořil co možná největší čtverec. Zároveň je nutné upravit clony popřípadě polohu fantomu, aby nedocházelo ke vzniku světlých oblastí mimo čtverec. Po skončení přípravy provedeme maskovací expozici a otočíme horní část testovacího objektu o 180◦ .
Obr. 2.1: Rotační testovací objekt pro ověření dynamického rozsahu
2.1.2
Testovací objekt TCD 8 (kontrast-detail)
Stáhneme clony k okrajům pole a fantom umístíme do středu obrazového pole. Po maskovací expozici je testovací objekt úplně odstraněn a nahrazen deskou bez testovacích detailů.
Obr. 2.2: Testovací objekt TCD 8 pro měření kontrast-detail
31
2.1.3
Testovací objekt k ověření dynamického rozsahu
Přímé čáry testovací destičky umístíme tak, aby jednotlivé kvadranty ležely horizontálně a vertikálně a aby se nejjasnější kvadrant nacházel vlevo nahoře. Stáhneme clony k okrajům zobrazovaného pole, druhou část testovacího objektu s testovacími detaily umístíme na filtrační destičku, aby byla vyrovnána s vertikálními a horizontálními okraji jednotlivých kvadrantů. Po provedení maskovací expozice je horní deska s testovacími detaily rychle odstraněna a nahrazena deskou bez detailů.
Obr. 2.3: Testovací objekt pro ověření dynamického rozsahu
2.1.4
Testovací objekt pro odhalení artefaktů při zobrazení
Clony nastavíme k okrajům obrazivého pole. Použijeme hexagonální skupinu detailů, která by měla být vystředěná a rovné strany šestiúhelníka by měly být umístěny na horním a dolním okraji snímku. Abychom dosáhli plného pokrytí periferních oblastí je možno změnit vzdálenost ohnisko-detektor i další parametry. V průběhu expozice zůstává na fixní pozici.
32
Obr. 2.4: Testovací objekty pro odhalení artefaktů Snímky získané v digitálním zobrazovacím systému při použití testovacích objektů je třeba prohlížet za vhodných zobrazovacích podmínek a vhodným nastavením zobrazovacích vlastností. Nastavovat můžeme kontrast a jas, inverzi obrazu, nastavení zisku, přemaskování, archivaci, postprocessing.
33
2.2
Objektivní hodnocení pomocí DQE
Veličina DQE (Detective Quantum Efficiency) se používá pro objektivní hodnocení zobrazovacích systémů. DQE popisuje jaká část energie je systémem efektivně využita k vytvoření obrazu. Při analýze celý zobrazovací systém považujeme za tzv.”black box” popsaný parametry M T F , N P S, SN R (neznáme vnitřní strukturu, proto systém popisujeme parametry vstup–výstup). Definice DQE [17] : DQE(u, v) =
(SN R)2 out (u, v) . (SN R)2 in (u, v)
(2.1)
Je zřejmé, že veličiny jsou funkcemi prostorových frekvencí (u, v), dále jen (f ). Šum, který uvažujeme v zobrazovacím řetězci budeme považovat za Poissonovský šum. Vyplývá to z požadavku nízké expoziční úrovně, kdy dosahuje šum charakteru kvantového šumu popsaného Poissonovým rozložením pravděpodobnosti. Vyjádříme SN Rout [3] : 2 SN Rout (f ) =
S(0)2 · M T F 2 (f ) . N P S(f )
(2.2)
(Kde S(0)2 je průměrná hodnota výstupního signálu vypočtená ze všech pixelů (stejnosměrná složka signálu), M T F (f ) je modulační přenosová funkce a N P S(f ) je výkonové spektrum šumu). SN Rin vyjádříme jako poměr výkonu signálu a výkonu šumu ve spektru [18]: R
2 SN Rin
( Φ(E)EdE)2 . = R Φ(E)E 2 dE
(2.3)
(Kde Φ(E) vyjadřuje spektrální distribuci energie rtg záření, E energii v [keV]). Hodnotu E stanovíme pomocí měření expozice, k měření Φ(E) je však třeba analyticky vypočítat rozložení spektra. Pro bližší informace o tomto výpočtu odkazuji na str. 42, popřípadě na literaturu [5]. My budeme dále vycházet z vypočtených hodnot
Φ(E) X
daných normou IEC 61267
(viz. tabulka na str. 42). Přibližnou hodnotou SN Rin lze získat hrubou aproximací (předpoklad exponenciálního útlumu energie signálu v závislosti na vzdálenosti od zdroje a bez uvažování existence jevu utvrzování svazku rtg záření).
34
Tím dostáváme [1] : 2 SN Rin = Φ0 .
(2.4)
(Kde Φ0 vyjadřuje počet kvant dopadajících na jednotku plochy detektoru (hustota zářivého toku)). Dále vypočteme normované výkonové spektrum šumu N P Snorm [19] : N P Snorm (f ) =
N P S(f ) S(0)2
(2.5)
Po dosazení předešlých vztahů do (2.1) dostáváme výsledný vztah [19] : S(0)2 · M T F 2 (f ) DQE(f ) = . Φ0 · N P S(f )
(2.6)
Tyto rovnice doposud vyjadřovali vztahy pro obecný systém digitální radiografie. Po modifikaci rovnice (2.6) dostáváme vzorec pro výpočet DQE subtrahovaného obrazu [4] : 2
d · M T F 2 (f ) DQE(f ) = . Φ0 · N P S(f )
(2.7)
(Kde d je průměrná hodnota signálu pixelů detektoru subtrahovaného obrazu). Ze vzorců je patrné, že v dalším kroku musíme stanovit hodnoty M T F a N P S.
35
2.2.1
Výpočet MTF
M T F (Modulation Transfer Function, v anglické literatuře někdy jako Spatial Frequency Response SF R) popisuje přenos jednotlivých prostorových frekvencí v zobrazovacím systému. Výpočet hodnot M T F obecně vychází z platnosti vzorců (1.4) a (1.5). Z těchto rovnic vyplývá, že pokud bude optická přenosová funkce OT F vykazovat souměrnost podle svislé souřadné osy (funkce OT F je sudá a tudíž nevykazuje fázový posuv), můžeme funkci OT F nahradit funkcí M T F . S tímto předpokladem se dostáváme k výrazu [1] : M T F (wx , wy ) = FT{P SF (x, y)}.
(2.8)
Metodika měření : Následující metodiky měření M T F byly převzaty z poznatků organizace AAPM (American Association of Physicist in Medicine) : • Pomocí měření PSF Tato metoda přímo využívá uvedeného vzorce (2.8). Používá bodového zdroje Dirackova impulzu umístěného do středu snímaného pole a vyhodnocuje Point Spread Function, tedy funkci odezvy na Dirackův impulz. Metoda je matematicky snadná, ale vykazuje řadu nevýhod. Nevýhody : – značné nároky na výkon zdroje Dirackova impulzu, případně dlouhá doba expozice – nerespektuje rozptýlenou radiaci ve scéně (pokud není použito rozptylového prostředí) – značné nároky na přesné umístění do geometrického středu snímaného pole (přesnost vyžadujeme, abychom dosáhli sudosti navzorkované funkce OT F ). Problémy jsou obtížně řešitelné, nerespektováním dochází k velkým nepřesnostem měření. Metodika hodnocení M T F pomocí P SF se proto téměř nepoužívá. • Pomocí měření SWRF SWRF (Square Wave Response Function) využívá měření M T F pomocí
36
fantomu pro zjistění prostorového rozlišení, např. testovací mřížka Hütnerova typu 18 (obr. 1.4). Nevýhody : – malá přesnost – náchylnost ke vzniku šumu – velmi hrubé vzorkování MTF. Jedinou výhodou této metodiky je jednoduchost a velká rychlost měření. Používá se pouze pro orientační měření. • Pomocí měření LSF Line Spread Function (Slit method) používá čárového zdroje složeného z linie bodových zdrojů. Řeší některé uvedené problémy metodiky P SF . Pro prostorově variantní systém se provádí měření pro horizontální i vertikální uložení testovacího objektu vzhledem k matici detektorů. Nevýhody : – problémy s umístěním a vystředěním osy liniového zdroje – potřeba několika opakovaných akvizicí – nutná extrapolace okrajů LSF – nepřesnost na nízkých frekvencích. Výhodou je přesnost na vysokých frekvencích. Metodika je hojně využívána u většiny digitálních zobrazovacích systému, díky relativně snadnému výpočtu. Uvažujeme-li funkci LSF v řezu provedeném kolmo na linii, získáme funkci P SF , kterou již umíme přepočítat na M T F (??). Fourierovu transformaci rozložíme do integrálního tvaru [19] : 1 M T F (f ) = |FT{LSF (x)}| = √
Z∞
2π −∞
LSF (x) · e
−i2πf x
dx (2.9)
Pro případ digitální reprezentace signálu [19] :
−1 1 NX M T F (f ) = LSF (xk )e−i2πf xk N k=0
(2.10)
(Kde xk je souřadnice měřeného bodu, N udává počet pixelů v ose x).
37
• Pomocí měření ESF Metoda Edge Spread Function (Edge method) využívá zdroje Heavisidovy funkce (Dirackův skok). Pro analýzu M T F je třeba zvolit okolí zájmu ROI (region of interest), které obklopuje hranu obrazu vzniklou použitím hranového fantomu. Tento hranový (deskový) fantom je vyroben z mědi (případně titan, wolfram, olovo) o tloušťce několik desetin milimetrů, který svou plochou zastíní část rtg záření a tím vytvoří potřebný hranový zdroj. Tento fantom se umísťuje přímo na povrch detektorů a pro prostorově variantní systém se provádí měření pro 4 různé natočení fantomu vzhledem k rovině detektorů (po 90◦ ). Nevýhody : – velká náchylnost na šum způsobená derivací při výpočtu MTF – menší citlivost na vysokých kmitočtech. Výhody : – vysoká přesnost na nízkých kmitočtech – relativně jednoduché a rychlé umístění fantomu Měření pomocí ESF je realizačně (nikoliv výpočetně) nejsnazší z uvedených metodik, dobře respektuje rozptýlené rtg záření a výsledky jsou velmi dobré. Proto je u DSA zobrazovacích systémů preferováno právě toto měření, vzhledem k velké náročnosti na kvalitu výsledného obrazu. Potřebný velký výpočetní výkon spojený s Fourierovou transformací ve 2D prostoru (tzv. Hankelova transformace) již není problémem u současných výpočetních systémů. Při výpočtu M T F se nejprve provádí přepočet funkce ESF na LSF pomocí první derivace funkce ESF . Tím se vytvoří ostrý impulz v místě hrany. Následně se provede Fourierova transformace. Příklad měření ZS pomocí ESF : Použijeme testovací objekt pro vytvoření hranové funkce ESF . Tento fantom musí být natočen ve vodorovném směru vzhledem k matici detektorů o 1, 5◦ až 3◦ , aby došlo k převzorkování snímané charakteristiky zejména v místě hrany(viz. obr 4.1). Přepočet ESF na LSF se provádí pomocí filtrace konvolučním jádrem [-1, 0, -1] popřípadě [-0.5, 0, -0.5]. Znamená to konvoluci matice
38
hodnot se směrovým operátorem, který musí respektovat pozici hrany. S využitím rovnic (1.4) a (1.5) dopočítáme M T F jako modul Fourierovy transformace LSF . Nakonec normalizujeme M T F : M T F (f = 0) = 1
(2.11)
(Pozn.: měření M T F na nulové prostorové frekvenci nelze realizovat). Poznámka k měření: Vypočtené hodnoty DQE je třeba uvést do tabulky pro jednotlivé prostorové frekvence od 0, 5mm−1 až do nejvyšší prostorové frekvence s krokem 0, 5mm−1 . Nejvyšší prostorovou frekvencí se rozumí frekvence, která leží těsně pod Nyquistovou frekvencí. Do tabulky hodnot DQE pro jednotlivé prostorové frekvence se navíc často doplňují další parametry, které však nejsou nezbytné např. kerma ve vzduchu.
Obr. 2.5: Převzorkování snímané ESF
39
2.2.2
Výpočet NPS
Výkonové spektrum šumu N P S (Wienerovo spektrum) popisuje celý systém z hlediska přenosu šumu ve spektru. Pro výpočet použijeme vzorec [3] : Y /2 ½ X/2 Z Z 2 ¾ 1 N P S(u, v) = lim N (x, y) · e−2πi(ux+vy) dxdy (2.12) X,Y →∞ XY −X/2 −Y /2
Pro digitální reprezentaci signálu [3] :
my mx −1 X X ∆x∆y MX N P S(u, v) = (I(xj , yk ) − M · mx · my i=0 j=1 k=1
2 (−2πi(uxj +vyk )
−S(xj , yk ))e
(2.13)
(Kde Nx a Ny vyjadřují počet pixelů ve směru osy x a y, M udává celkový počet oblastí ROI, ∆x a ∆y vyjadřují rozměr pixelu v obou směrech, k udává počet oblatí ROI, N (x, y) popisuje hodnoty šumu v obrazu na daných souřadnicích zjištěné metodou ROI). Pozn.: Výpočet podle rovnice (2.13) se provádí následujícím postupem : Celý nasnímaný obraz se rovnoměrně rozdělí na několik stejně velkých čtvercových oblastí ROI. Rozměry ROI oblastí mohou být různé, my budeme uvažovat obraz 1024x1024 pixelů. Velikost oblastí ROI zvolíme 128x128 pixelů. Tím vytvoříme matici oblastí ROI o rozměrech 8x8. Zjistíme hodnoty N P S pro jednotlivé ROI a provedeme průměrování těchto hodnot. Tím vypočteme výslednou hodnotu N P S.
Obr. 2.6: ROI testovací objekt
40
2.2.3
Podmínky měření stanovené normou IEC 62220-1
• Digitální zobrazovací systémy musí být umístěny a provozovány dle doporučení výrobce a provozní podmínky musí být stejné jako podmínky pro klinické použití s respektováním specifických zkoušek popsaných normou. • Zvlnění napětí generovaného vysokonapěťovým generátorem menší nebo rovno 4%. • Jmenovitá hodnota ohniska rentgenky, které nesmí být vyšší než 1,2. • Expozice měřená pouze pomocí kalibrovaných měřidel ionizujícího záření, například pro měření kermy ve vzduchu. • Jakost záření musí nabývat hodnot specifikovaných normou IEC 61267, viz. tabulka na str. 42. • Geometrické uspořádání měřící soustavy musí odpovídat stanoveným požadavkům, tedy vzdálenost ohniska rentgenky a povrchu detektoru nemá být menší než 1, 5m. Zkušební zařízení se umísťuje bezprostředně nad povrch detektoru. Střed hrany zkušebního zařízení má ležet ne střední ose svazku rtg svazku.
41
2.2.4
Analýza spektra rtg záření podle IEC 61267
Výpočet rozložení energie ve spektru je nezbytné pro určení přesné hodnoty SN Rin ve vzorci (2.3). Je popsána řada metod analytického výpočtu spektra, které se liší stupněm aproximace a materiálem použitým na výrobu anody rentgenové trubice. Výčet některých metod pro analýzu spektra : Model spektra Výpočet Materiál anody TASMIP
Empirický
W
MASMIP
Empirický
Mo
IPEM
Semi-empirický
W, Mo, Rh
XCOMP
Semi-empirický
W
Tuckeret
Semi-empirický
Mo
Bloughet
Semi-empirický
W, Mo, Rh
MCNP4C
Monte Carlo
všechny
EGS4
Monte Carlo
všechny
ITS 3.0
Monte Carlo
všechny
Nejvhodnější metodou se ukázala být metodika TASMIP, která vykazuje optimální výsledky použitelné v praxi. Tato metodika analýzy spektra využívá 131 polynomů pro stanovení hodnoty Φ(E). Princip je založen na měření popsaném v literatuře [5]. Metoda popisuje spektrum rentgenky pro anodová napětí od 30 do 140 kV po 1 kV s uvážením vlivu dalších parametrů (např. použitá filtrace Al clonou). Veškeré hodnoty byly tabelovány, níže jsou uvedeny jen některé hodnoty pro nejběžnější používané jakosti spektra rentgenky s wolframovou anodou : Jakost
Anodové
Polotloušťka
Přídavná
SNR2in
záření
napětí [kVp]
clony[ mm Al ]
filtrace[ mm Al ]
[mm−2 mR−1 ]
RQA 5
70
21,0
7,1
255,232
RQA 9
120
40,0
11,5
273,548
RQA - M2
28
2,0
0,56
47,231
RQA - M4
35
2,0
0,68
55,587
Pozn.: Preferovaná jakost spektra je RQA 5 (70 kV; 21mm; 7,1 mm).
42
2.3
Teoretický odhad DQE
Následující informace byly čerpány z literatury [6] a [7]. V praxi je možné využít teoretického odhadu hodnoty DQE pomocí analýzy QAA (Quantum accounting analysis), která je založena na principu výpočtu množství kvant energie v jednotlivých částech ZS. Metoda předpokládá, že ZS vykazuje celkovou linearitu a je prostorově invariantní. Využívá při tom diagramu QAD (Quantum accounting diagram), do něhož vynášíme charakteristiky jednotlivých prvků ZS. Využití diagramu spočívá v nalezení nejslabšího místa v řetězci, které vykazuje největší kvantový pokles energie na dané frekvenci a snižuje tak celkovou hodnotu SN R. Následně je možné zvýšit tuto hodnotu SN R vhodným nastavením parametrů systému a optimalizovat DQE. Zabývat se budeme teoretickou analýzou DQE(f ) digitálního radiografického systému využívajího flat panel s vrstvou amorfního Selenu (a-Se) pro přímou konverzi rtg záření na elektrický signál (obr. 1.8). K výpočtu DQE bylo využito převzorkované M T F (obr. 4.1) a navzorkovaného spektra šumu N P S (pro a-Se byla prokázána rovnoměrná distribuce spektra šumu = bílé spektrum). Navíc bylo analýzou prokázáno, že DQE(0) je přímo úměrné veličině Fp (pixell fill factor), který snižuje hodnotu SN R2 (také DQE) [7]: a2 DQE(0) ∼ Fp = 2 . d
(2.14)
(Kde a je rozměr pixelu, d je perioda vzorkování matice detektoru). Je zřejmé, že musí platit a ≤ d. Z toho vyplívá Nyquistova vzorkovací frekvence fN y =
1 . 2d
Při uvážení aperturové funkce detektoru sinc(af ), která
prochází nulou s periodou
1 a
vyplývá, že se nelze vyhnout aliasingu (v důsledku
podvzorkování) a tedy musí být zahrnut do analýzy.
2.3.1
Model systému pomocí kaskády lineárních bloků
Analýza je založena na rozdělení celého řetězce ZS na lineární bloky reprezentující a) zesílení, b) náhodný (stochastický) rozptyl a c) deterministický rozptyl kvant signálu. Stochastický rozptyl reprezentuje náhodný rozptyl kvant do prostoru s pravděpodobností danou průběhem funkce P SF . Pokud vykazuje jeden blok zesílení i rozptyl, je nutné ho rozdělit na 2 subbloky. Každý blok je poté z hlediska přenosu signálu popsán pomocí Φi (reprezentuje počet kvant Φi na jednotku plochy) a z hlediska šumu pomocí N P S.
43
Obecně Vztahy pro přenos signálu Φi a šumu Si (f ) v i-tém bloku [7] : Φi (f ) = Φi−1 (f )Ti (f ),
(2.15)
Si (f ) = Ti2 (f )Si−1 (f ) + [1 − Ti2 (f )]Φi−1 (f ).
(2.16)
(Kde Ti reprezentuje MTF daného bloku, Si je NPS daného bloku). Abychom definovali vliv aliasingu na tyto vztahy, použijeme bloku, kde se uplatní pouze tento jev a dostáváme [7] : Φi (f ) = Φi−1 (f ), Si (f ) =
∞ X
(2.17)
Si−1 (f −
n=−∞
n ). d
(2.18)
(Kde d je vzorkovací perioda detektoru).
Jednotlivé bloky • Nejdříve nadefinujeme signál vstupující do kaskády bloků s rozložením spektra Φ0 (E) a maximální hodnotou energie fotonů Emax . Vypočteme tedy Φ0 (f ) [7] : Φ0 (f ) =
Z Emax 0
Φ0 (E)dE,
(2.19)
S0 (f ) = Φ0 .
(2.20)
Signál i Poissonovský šum zde vykazují rovnoměrné rozložení spektra. • Útlum rtg záření ve vrstvě a-Se detektoru Dopadající kvanta rtg záření interagují s vrstvou a-Se v závislosti na detekční kvantové účinnosti této vrstvy η(E) [7] : η(E) = 1 − e−µ(E)dSe
(2.21)
(Kde µ(E) vyjadřuje koeficient lineárního útlumu detektoru, dSe je tloušťka a-Se vrstvy).
44
Z hlediska přenosu signálu a šumu [7] : Φ1 (f ) =
Z Emax 0
Z Emax
S1 (f ) =
0
η(E)Φ0 (E)dE,
(2.22)
η(E)Φ0 (E)dE.
(2.23)
• Stochastický rozptyl ve vrstvě a-Se detektoru Podrobnosti o tomto jevu nalezneme v literatuře [10] včetně analýzy všech jeho 7 příčin. Pro přenosu signálu a šumu bylo vypočteno [7] : "Z
Φ2 (f ) =
Emax 0
#
η(E)Φ0 (E)dE TSe (f ),
2 S2 (f ) = [S1 (f ) − Φ1 ]TSe (f ) + Φ1 .
(2.24) (2.25)
(Kde TSe popisuje průběh MTF a-Se vrstvy detektoru). Po dosazení (2.23) do (2.25) je zřejmé, že spektrum šumu je bílé [7]: S2 (f ) = Φ1 .
(2.26)
• Zesílení vzniklé při konverzi rtg záření na el. signál Při generaci páru elektron-díra ve vrstvě a-Se dochází k zesílení g(E), které můžeme popsat [7] : g(E) =
E . W
(2.27)
(Kde E je energie rtg záření, W energie potřebná ke vzniku volného elektronu závislá na velikosti elektrického pole ve vrstvě a-Se). Analýzou bylo zjištěna potřebná energie W = 50eV při E = 10V /µm. Pro přenos signálu a šumu platí [7] : "Z
Φ3 (f ) =
S3 (f ) =
Emax 0
Z Emax · 0
#
g(E)η(E)Φ0 (E)dE TSe (f ),
(2.28)
¸
g 2 (E)
+
σg2 (E)
η(f )Φ0 (E)dE.
(Kde σg (E) je odchylka konverzního zisku g(E)).
45
(2.29)
• Aditivní šum a-Se detektoru Tento šum je tvořen zejména tepelným šumem a nenulovým proudem detektoru za temna, který se zpravidla pohybuje pod hranicí Id < 10−12 A/mm2 . Dále potřebujeme nadefinovat veličinu As (Swankův faktor) [7] : As (E) =
g 2 (E) g 2 (E) + σg2 (E)
(2.30)
Pro přenos šumu platí : S4 (f ) = S3 (f ) + Sd (f ) Z Emax 2 g (E) = η(E)Φ0 (E) + Sd (f ). As (E) 0
(2.31)
(Kde Sd je výkonové spektrum šumu vzniklého v důsledku Id ). • Akumulační režim detektoru Na každém pixelu dochází k akumulaci náboje elektronů. Za předpokladu čtvercového tvaru pixelu o hraně a můžeme stanovit M T F jako průběh aperturové funkce sinc(af ), poté platí [7] : Φ5 (f ) = sinc(af )Φ4 (f ),
(2.32)
S5 (f ) = sinc2 (af )S4 (f ).
(2.33)
• Aliasing v důsledku podvzorkování Používáme převzorkovanou M T F a navzorkovanou N P S spolu s podvzorkovanou aperturovou funkcí detektoru, což nám vytváří korektní odezvu detektoru pro prostorové frekvence nad hranicí Nyquistovy frekvence. Přenos signálu není aliasingem ovlivněn, pro přenos šumu platí [7] : ∞ X
S6 (f ) = S6 (fx ) =
Ã
S5
n=−∞ ∞ X
" µ
n sinc a f − = S4 (f ) d n=−∞ 2
!¯
n n ¯¯ fx − , f y − ¯ d d ¯fy =0 ¶#
∞ X
(2.34) " µ
n sinc a f − × d n=−∞
¶#
2
Za předpokladu a ≤ d můžeme vzorec zjednodušit [7] : S6 (f ) =
d2 S4 a2
(2.35)
46
. fy =0
• Aditivní šum TFT vrstvy detektoru Při vyčítání hodnoty signálu z detektoru je přidán aditivní šum tranzistorů ve vrstvě TFT a šum dalších zesilovacích stupňů. Tento šum vzniká v každém pixelu matice, jeho výkonové spektrum Sa se přičítá k výslednému N P S [7] : S7 (f ) = S6 (f ) + Sa (f ) =
2.3.2
d2 S4 + Sa (f ) a2
(2.36)
Výpočet DQE
Při výpočtu vycházíme z obecného vzorce (2.1). Dále využijeme modelu ZS pomocí jednotlivých bloků degradujících DQE (str. 44). Hodnotu SN Rin stanovíme pomocí (2.19) a hodnotu SN Rout určíme jako hodnotu SNR po průchodu všemy bloky, tedy hodnotu určenou na i-tém bloku SN Ri (2.15). Dostáváme [7] : DQEi (f ) =
Φ2i (f ) . Φ0 Si (f )
(2.37)
Po aplikaci vzorce (2.37) na dříve stanovený model 7 bloků [7] : R
2 a2 [ 0Emax g(E)η(E)Φ0 (E)dE]2 TSe (f )Ta2 (f ) DQE(f ) = 2 . d Φ0 [R Emax g2 (E) η(E)Φ0 (E)dE + Sd (f ) + a22 Sa (f )] 0
As (E)
(2.38)
d
Zjednodušený model pro monoenergetické spektrum rtg záření [7] : DQE(f ) =
a2 d2
2 ηTSe (f )Ta2 (f ) 1 As
+
Sd (f ) g 2 ηΦ0
+
a2 Sa (f ) d2 g 2 ηΦ0
(2.39)
(Kde a je rozměr pixelu, d perioda vzorkování matice detektoru, g vyjadřuje zesílení a-Se vrstvy, η koeficient lineárního útlumu detektoru, Φ0 počet kvant na jednotku plochy bloku 0, TSe popisuje MTF a-Se vrstvy a Ta popisuje MTF aperturové funkce pixelu. As je Swankův faktor Sd a Sa popisují NPS šumu způsobeného nenulovým proudem za temna a NPS aditivního šumu detektoru). Poznámka : Informace o teoretické analýze DQE systému pro nepřímou radiografii je možné nalézt v literatuře [9] (popř. [8]), která je však dostupná pouze po zaplacení poplatku, proto nebyla zahrnuta do této práce.
47
Obr. 2.7: Metoda lineárních bloků pro fluoroskopický systém s Flat panelem - uvedeny jen hlavní parametry.
Obr. 2.8: QAD diagram a průběh teoretické hodnoty DQE v blocích.
48
3
ATOMOVÝ ZÁKON
Zákon č.18/1997 Sb. (Atomový zákon) novelizovaný zákonem č.13/2002 Sb., v §4 ukládá každému, kdo provádí činnosti vedoucí k ozáření, povinnost přednostně zajišťovat radiační ochranu a zavést systém zabezpečování jakosti (v rozsahu stanoveném vyhláškou č.214/1997 Sb.). Každému držiteli povolení k nakládání se zdroji ionizujícího záření pak, kromě jiného ukládá podle §18 odst.1 písm. a) Atomového zákona, sledovat, měřit, hodnotit, ověřovat a zaznamenávat parametry a vlastnosti (§70 až §72 vyhlášky č.307/2002 Sb.) při převzetí zdroje ionizujícího záření ještě před zahájením jeho používání v rozsahu vymezeném pro přejímací zkoušku, v průběhu používání zdroje ionizujícího záření v rozsahu vymezeném pro zkoušku dlouhodobé stability a pro zkoušky provozní stálosti.
3.1
Přejímací zkoušky
Předmětem přejímací zkoušky je : • ověření funkčnosti a ověření kvality řídících, ovládacích, bezpečnostních, signalizačních, indikačních a zobrazovacích systémů, popř. dalších mechanických systémů stanovených v rozhodnutí o typovém schválení • ověření, zda specifikované provozní parametry a vlastnosti zařízení nevybočují pro očekávaný účel použití z mezí stanovených v technických českých normách , nebo v průvodní technické dokumentaci od výrobce • stanovení dozimetrických veličin a přesnosti těchto stanovení z hlediska účelu použití Přejímací zkoušce musí předcházet optimální nastavení vyvolávacího procesu. Držitel povolení musí doložit, že byla dosažena požadovaná kvalita zobrazovacího procesu. Při přejímací zkoušce je třeba navrhnout rozsah a četnost měření a ověřování vlastností rentgenového přístroje v rámci zkoušek provozní stálosti, včetně návrhu formy a rozsahu záznamů o provedení těchto zkoušek. Přejímací zkoušky může provádět pouze osoba, která získala povolení SÚJB pro tuto činnost; řídit a vykonávat je mohou pouze fyzické osoby se zvláštní odbornou způsobilostí. Pro vydání povolení k používání rentgenového přístroje je nezbytný kladný výsledek přejímací zkoušky.
49
3.2
Zkoušky dlouhodobé stability
Předmětem zkoušek dlouhodobé stability je ve stanovené periodě ověřit stabilitu parametrů a vlastností rentgenového přístroje v rozsahu stanoveném v českých technických normách, specifikovaném v technické dokumentaci zdroje projednané při typovém schvalování a upřesněném při přejímací zkoušce. Zkoušky dlouhodobé stability se provádějí podle §71 vyhl. č.307/2002 Sb.: • při důvodném podezření na špatnou funkci zařízení, která by mohla ovlivnit kvalitu zobrazení nebo měla vliv na úroveň radiační ochrany pacienta, personálu • po údržbě nebo opravě, která by mohla ovlivnit vlastnost nebo parametr ověřovaný při zkoušce dlouhodobé stability, • kdykoliv výsledky zkoušky provozní stálosti signalizují, že charakteristické provozní vlastnosti a parametry vybočují pro daný účel použití ze stanovených tolerancí • periodicky jedenkrát ročně u významných zdrojů ionizujícího záření, pokud není v podmínkách povolení nebo rozhodnutí o typovém schválení stanoveno jinak Zkoušky dlouhodobé stability zajišťuje držitel povolení k nakládání se zdrojem záření, který má zdroj v držení. Provádět zkoušky může pouze osoba, která získala povolení SÚJB pro tuto činnost, řídit a vykonávat je mohou pouze fyzické osoby se zvláštní odbornou způsobilostí. Výsledky zkoušky dlouhodobé stability se zaznamenávají do protokolu o zkoušce, jehož kopie zasílá SÚJB firma, která zkoušky prováděla nejpozději do jednoho měsíce od provedení zkoušky. Odpovídající rozsah zkoušky dlouhodobé stability je stanoven v protokolu o přejímací zkoušce rentgenového zařízení. Pokud u zařízení nebyla provedena přejímací zkouška, musí být provedena tzv. výchozí zkouška dlouhodobé stability. Provádí se v rozsahu přejímací zkoušky.
50
3.3
Zkoušky provozní stálosti
Zkouška provozní stálosti podle §72 vyhl. č.307/2002 Sb. zahrnuje ověřování charakteristických provozních vlastností a parametrů nejen u rentgenového přístroje, ale i u dalších částí zobrazovacího systému, které mohou ovlivnit kvalitu obrazu. Zkoušky provozní stálosti zajišťuje držitel povolení a provádí je vybraní pracovníci s odpovídajícími znalostmi a zkušenostmi. Zkoušky provozní stálosti nebo jejich části (vybrané testy) lze u malých pracovišť realizovat dodavatelsky osobou, která je odpovídajícím způsobem k této činnosti vybavena. Pracoviště s více rentgenovými přístroji by však měla být pro provádění zkoušek již odpovídajícím způsobem vybavena a zkoušky by měla zajistit vlastními odborně připravenými pracovníky. Zkouška provozní stálosti má monitorovat stálost funkčních vlastností přístroje dostupnými prostředky, a to zkušebními metodami, které jsou jednoduché, rychlé a snadno proveditelné využívající relativní měření. Zkouška provozní stálosti se má provádět v pravidelných intervalech a rovněž vždy bezprostředně po preventivní nebo nápravné údržbě. Provádí se také při podezření na chybnou funkci přístroje. Doporučené parametry a jejich tolerance při zkouškách provozní stálosti jsou tabelovány. Nevyhovují-li výsledky zkoušky provozní stálosti stanoveným kritériím, musí se zjistit příčina a provést příslušná nápravná opatření. Minimální rozsah zkoušky provozní stálosti má být stanoven v protokolu o přejímací zkoušce rentgenového zařízení nebo v protokolu výchozí zkoušky dlouhodobé stability. Jejich rozsah a obsah však musí splňovat požadavky specifikované výrobcem zařízení resp. požadované v příslušných českých normách. Výsledky zkoušek provozní stálosti se zaznamenávají do protokolů o těchto zkouškách.
51
4
DOSTUPNÉ ANGIOGRAFICKÉ SYSTÉMY
Na území ČR v současné době působí řada firem s mezinárodní působností, které distribuují RTG diagnostické přístroje různých parametrů. Ačkoliv je nabídka pestrá, potrvá značně dlouhou dobu, než se nabízené přístroje dočkají uplatnění v nemocnicích. Je to dáno značnou cenou přístroje. Následující nabídka není zcela kompletní a poskytuje pouze přehled nabídky nejznámějších organizací poskytujících DSA zobrazovací systémy. U každého výrobku je uvedena stručná charakteristika základních parametrů. Některé podrobnější informace můžeme nalézt na str. 54. Pro další informace o daném výrobku doporučuji kontaktovat danou organizaci, případně alespoň navštívit uvedené webové stránky. Systémy DSA dělíme : • Obecné angiografické pro zobrazení krevního řečiště mimo srdce • Kardiografické požadavek na vysoké časové rozlišení – zobrazení krevního zásobení srdce
4.1
GE Healthcare
http://www.gehealthcare.com Obecná angiografie Název Detektor
4.2
Kardiografie
Innova 2000
Innova 2100IQ
Innova 3100
Innova 3100
Innova 4100
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Toshiba
http://www.toshiba.com Obecná angiografie Název Detektor
Infinix VC-i FD
Infinix NB-i
Infinix DP-i FD
Flat panel
Flat panel
Flat panel Kardiografie
Název Detektor
Infinix CC-i
Infinix CF-i/SP
Infinix CS-i
Infinix CF-i/BP
Infinix DP-i
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Flat panel
52
4.3
Siemens
http://www.siemens.com Obecná angiografie Název
AXIOM Artis dTA
AXIOM Artis FA
AXIOM Artis dFA
AXIOM Artis U
Detektor
Flat panel
CCD
Flat panel
CCD
Rozlišení
2048 x 2048
1024 x 1024
2048 x 2048
1024 x 1024
Kardiografie Název
AXIOM Artis dTC
AXIOM Artis dFC (FC)
AXIOM Artis dBC (BC)
Detektor
Flat panel
Flat panel (CCD)
Flat panel(CCD)
Rozlišení
1024 x 1024
1024 x 1024
1024 x 1024
14 bitů
14 bitů
14 bitů
Bitová hloubka
Kardiografie Název
AXIOM Artis U
AXIOM Sensis
Detektor
CCD
CCD
Rozlišení
1024 x 1024
1024 x 1024
10 bitů
16 bitů
Bitová hloubka
4.4
Shimadzu
http://www.shimadzu.com Obecná angiografie Název
AngioSpeed VF/VC
AngioSpeed VH
AngioSpeed VB
Detektor
CCD
CCD
CCD
Rozlišení
1024 x 1024
1024 x 1024
1024 x 1024
12 bitů
12 bitů
12 bitů
Bitové rozlišení
Kardiografie Název
HeartSpeed Safire HF/HC
HeartSpeed 10F/10C
HeartSpeed HB
Detektor
Flat panel
CCD
CCD
Rozlišení
1024 x 1024
1024 x 1024
1024 x 1024
53
Srovnání některých dostupných DSA ZS Parametry následujících systémů byly převzaty z poznatků uvedených ve zprávě organizace pro kontrolu a měření medicinských systémů – MHRA 04148 [23] : Innova 2000
Axiom Artis dFC
Allura Xper FD10 F
Infinix CCi/FPD
Výrobce
GE Med. Sys.
Siemens
Philips Med. Sys.
Toshiba Med. Sys.
Detektor
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Flat panel
Technologie
Amorfní Si
Amorfní Si
Amorfní Si
CsI
Rozlišení
1024x1024
1024x1024
1024x1024
1024x1024
Hloubka
8 bitů
12
14 bitů
12 bitů
7.5; 15; 30
15; 30
3.75; 7.5; 15; 30
od 0.33 do 60
Max. DQE
70
75
75
nezjištěno
Napětí
60 až 120 kV
50 až 125 kV
40 až 125 kV
50 až 125 kV
47/115 kW
35/80 kW
45/85 kW
20/49/98 kW
64 kW
100 kW
100 kW
100 kW
1250mA
1000 mA
1250 mA
1250 mA
Rotace
105/107;
120/120;
120/120;
120/180;
C-ramene
50/45
55/45
45/45
50/90
Název
obrazu Počet snímků/s
rentgenky Příkon anody Výkon generátoru Max. proud rentgenkou
(LAO/RAO; CRA/CAU) Pozn.: LAO (left anterior oblique), RAO (right anterior oblique), CRA (cranialis), CAU (caudalis). Zpráva MHRA 04148 pochází z roku 2004, ale bohužel nebyly nalezeny novější informace, které by dostatečně popisovaly současné ZS, které již vykazují mnohem lepší parametry (prostorové rozlišení, možnost 3D projekce atd.).
54
Obr. 4.1: DSA zobrazovací systémy
55
5
SERVISNÍ ORGANIZACE NA ÚZEMÍ ČR
provádějící zkoušky podle Atomového zákona Zkoušky provozní stálosti a zkoušky dlouhodobé stálosti se pro dané zařízení provádí v souladu s $71 a $72 vyhlášky č. 307/2002 Sb. . Rozsah zkoušek by měl také zohlednit rozsah preventivních prohlídek zabezpečovaných dodavatelskou firmou. Na tuzemském trhu můžeme nalézt řadu firem poskytujících kompletní servis radiografických přístrojů. Výčet některých servisních organizací : • VMK spol. s.r.o. (http://www.vmk-rtg.cz) Kromě záručního a pozáručního servisu dodávaných zařízení zajišťuje komplexní balík služeb v oblasti zajištění a kontroly kvality radiodiagnostických vyšetření. Pokrývá služby od zákonem požadovaných měření až po odborná školení ve výukovém centru. V sortimentu nabízí i sadu 4 fantomů TOR DSF určených přímo pro DSA, univerzální fantom ETR 1, sadu fantomů TOR určených pro skiaskopii i skiagrafii, dozimetrické přístroje RADCAL, přístroj pro měření dávky záření UNFORS. Sídlo firmy : Praha 9 • VF, a.s. (http://www.vf.cz) Tato společnost se zabývá téměř veškerou činností v oblasti radiační kontroly a ochrany před nebezpečným zářením. Působnost firmy se plně vztahuje i na kontrolu zdravotnických systémů včetně pravidelného provádění požadovaných zkoušek. Služby zahrnují kompletní servis včetně oprav a dodávek náhradních součástí přístrojů. Sídlo firmy : Černá hora • Fomei a.s. (http://www.fomei.com) Jejich sortiment svým rozsahem plně pokrývá potřeby radiodiagnostického pracoviště. Sortiment zařízení obsahuje i systém FUJI Computed Radiography pro nepřímou digitalizaci pomocí fosforových desek a systém přímé digitální skiagrafie pomocí CCD prvků. Sídlo firmy : Hradec Králové
56
• Meditech corporation spol. s.r.o. (http://www.meditech.cz) Zajišťijí vybavení rtg pracovišť přístroji a pomůckami, potřebnými pro zajištění zkoušek kontroly kvality a zkoušek provozní stálosti, včetně fantomů nezbytných pro skiagrafii a skiaskopii. Sídlo firmy : Praha 4 • Pehamed s.r.o. (http://www.pehamed.de) Je významným německým výrobcem pomůcek pro kontolu stálosti parametrů vyvolávacího procesu a rentgenových přístrojů a příslušenství. Vyznačují se vysokou kvalitou zpracování, přesností měření a jednoduchou obsluhou. Velký důraz je kladen na jednoduchost použití, které je přirozenou součástí denní práce na radiodiagnostickém pracovišti. Nabízí kompletní zařízení pro kontrolu kvality radiodiagnostických zařízení. Poskytuje i některé fantomy určené pro skiaskopii. Sídlo firmy : Praha 7, Hradec Králové • Swissray Medical s.r.o. (http://www.swissray.com) Firma je celosvětovým distributorem techniky pro přímou digitální radiografii DDR. Poskytuje široké spekrum služeb včetně montáží a servisu diagnostických zařízení DDR. Sídlo firmy : Brno • Siemens s.r.o. (http://www.siemens.cz) V oblasti angiografie nabízí ucelenou řadu AXIOM, systémy jak pro univerzální použití, tak i speciální kardio přístroje, jedno- i dvojrovinné, multifunkční s integrovaným C ramenem, s moderním TV řetězcem, se zesilovačem obrazu i s plochým detektorem. Sídlo firmy : Praha 6 • Edomed s.r.o. (http://www.edomed.cz) Firma je zaměřena na dodávky, instalace a údržbu zobrazovací diagnostické techniky zejména pro radiodiagnostiku a nukleární medicínu. Distribuuje služby od návrhu vhodného diagnostického prostředku, přes jeho dodávku, instalaci, až po záruční i pozáruční servis. Sídlo firmy : Praha
57
ZÁVĚR V posledních letech nastal pokles zájmu o angiografické systémy v důsledku rozvoje systémů výpočetní tomografie CT. Avšak při diferenciální diagnóze mezi maligním a benigním nádorem technologie DSA umožňuje přesnější lokalizaci se vztahem k cévnímu řečišti, navíc jsme schopni určit stav tohoto krevního řečiště a podle toho zahájit potřebnou embolizační terapii. Hodnocení DSA zobrazovacích systémů se v současné době provádí pomocí různých testovacích objektů distribuovaných řadou firem. Naší snahou bylo specifikovat objektivní metodiku hodnocení pomocí veličin DQE, M T F a N P S, aby tato publikace mohla být inspirací pro servisní organizace provádějící na území ČR měření rtg přístrojů popsaná v Atomovém zákoně č.18/1997 Sb. Zmíněné hodnocení DSA systémů je poměrně novou technologií a je do značné míry ve fázi výzkumu. Doposud se totiž používá měření subjektivního rázu, které postrádá možnost skutečné reprodukovatelnosti, tedy možnosti porovnání objektivních výsledků. Inspiraci přináší i nekonvenční přístup k měření DQE pomocí teoretické analýzy a QAD diagramu. Tento přístup umožňuje optimalizovat nastavení aparatury pouze na základě znalosti jednotlivých částí zobrazovacího řetězce. Tato teoretická analýza by proto mohla zastoupit měření prováděné při Zkoušce provozní stálosti. Pokračováním této práce by mohlo být i praktické využití v lékařství, které by navrhlo postup lékařského vyšetření. Podle parametrů pacienta bychom zjistili optimální nastavení rtg přístroje a tím bychom měli docílit optimálních parametrů získaného obrazu a vyloučit případnou potřebu opakovaného vyšetření (zvýšení pacientské dávky) kvůli nepřesné diagnóze. Návrh těchto postupů by však vyžadoval plnou spolupráci studenta s lékařem a zpřístupnění potřebných přístrojů včetně měřící techniky.
58
LITERATURA [1] Doc. Ing. Aleš Drastich, CSc. : Netelevizní zobrazovací systémy, Ústav biomedicínského inženýrství, nakladatelství Vutium 2001 [2] Doc. Ing. Aleš Drastich, CSc. : Tomografické zobrazovací systémy, Ústav biomedicínského inženýrství, nakladatelství Vutium 2003 [3] Ned H.C. Hwang, Savio L-Y. Woo : Frontiers in Biomedical Engeneering, nakladatelství Springer 2003 [4] I.A. Cunningham, T. Moschandreou, V. Subotic : The Detective Quantum Efficiency of Fluoroscopic Systems – The Case for a Spatial - Temporal Approach, Medical Imaging 2001 [5] Fewell T, Shuping R, and Hawkins K : Handbook of Computed Tomography X-ray Spectra, U.S. Government Printing Office, 1981 [6] Bissonnette J, Cunningham I, Jaffray D, Fenster A, Munro P : A quantum accounting and detective quantum efficiency analysis for video-based portal imaging, MedPhys, 1997 [7] Zhao W, Rowlands J.A. : Digital radiology using active matrix readout of amorphous selenium : Theoretical analysis of detective quantum efficiency, MedPhys, 1997 [8] Cunningham I, Westmore M, Fenster A : A spatial-frequency dependent quantum accounting diagram and detective quantum efficiency model of signal and noise propagation in cascaded imaging systems, MedPhys, 1994 [9] Siewerdsen J. H., Antonuk L. E., Yorkston : Theoretic performance of amorphous silicon imagers in diagnostic radiology, Proceedings of SPIE, 1996 [10] Que, Rowlands J. A. : X-ray imaging using amorphous selenium – Inherent spatial resolution, MedPhys, 1995
59
Normy : [11] Norma ČSN EN 61223-3-3 : Hodnocení a provozní zkoušky lékařských obrazových imformací – Část 3-3 : Přejímací zkoušky - Zobrazovací proces u rentgenových zařízení digitální substrakční angiografii (DSA), norma schválena roku 1996 [12] Norma ČSN IEC 61223-2-9 : Hodnocení a provozní zkoušky při zpracování lékařských obrazových informací – Část 2–9 : Zkoušky stálosti – Zařízení pro nepřímou skiaskopii a nepřímou skiagrafii, norma schválena roku 2001 [13] Norma ČSN IEC 61223-2-11 : Hodnocení a provozní zkoušky při zpracování lékařských obrazových informací – Část 2–9 : Zkoušky stálosti – Zařízení pro všeobecnou přímou skiagrafii, norma schválena roku 2001 [14] Norma ČSN EN 62220-1 : Zdravotnické elektrické přístroje – Vlastnosti digitálních rentgenových zobrazovacích zařízení – Část 1 : Stanovení detekční kvantové účinnosti, norma schválena roku 2004 [15] Norma ČSN EN 61267 : Lékařské diagnostické rentgenové přístroje – Podmínky záření využívané pro stanovení charakteristik, norma schválena roku 1997
Internetové odkazy : [16] Státní úřad pro jadernou bezpečnost – http://www.sujb.cz [17] Elektronic Journal from Institute of Physics – http://ej.iop.org [18] Image Quality evalution of a DSA system – http://www.lns.infn.it [19] AJAT CdTe-CMOS X-ray Imaging – http://www.ajat.fi/ [20] Měření parametrů CT – http://www.impactscan.org [21] Fantomy pro skiagrafii a skiakopii – http://www.vmk-rtg.cz [22] Fantomy pro DSA – http://www.flukebiomedical.com/rms [23] MHRA (Medical and Healthcare products Regulatory Agency) – organizace pro kontrolu a testování zdravotnických ZS – http://www.mhra.org
60
