Radiologie_a_nuklearni_medicina

12.2 Rentgenová diagnostika

12.2 Rentgenová diagnostika
 
 
Zeslabení svazku rentgenového záření po průchodu tkání (tkáněmi) lidského těla se využívá od samého začátku oboru k zobrazení vnitřních struktur. Princip zeslabení lze zjednodušeně popsat exponenciálním zeslabovacím zákonem:
 
I=I 0 e-μx
 
kde Ije fluence (intenzita) svazku rentgenového záření po průchodu tkání o tloušťce x, I 0 je fluence (intenzita) svazku rentgenového záření před vstupem do těla pacienta, μje lineární součinitel zeslabení, konstanta závisející na atomovém složení tkáně a energii rentgenového záření. Takovýto model platí exaktně pouze za idealizovaného předpokladu tzv. geometrie úzkého svazku (interakce každého fotonu znamená jeho odstranění ze svazku, tj. když foton interaguje, už se nemůže např. dalším rozptylem do svazku vrátit – s menší energií – a být detekován) a pro monoenergetické fotonové záření (rentgenové spektrum je spojité od nulové energie až po maximální energii elektronů, které jej generují). Základním fyzikálním principem rentgenového zobrazení je vysoká závislost na atomovém čísle Z prostředí (~Z5) pro energie rentgenových fotonů řádově desítek keV, tj. malá změna v atomovém složení tkáně způsobí velkou změnu v zeslabení svazku rentgenového záření a tím dostatečný kontrast obrazu. Princip planárního (rovinného) rentgenového zobrazování je znázorněn na obr.12.2.1. Elektrony jsou produkovány žhavením katody, jsou urychlovány napětím řádově desítek keV (max. cca 150 keV) a dopadají na terčíkovou katodu, kde ztrácejí svou kinetickou energii formou brzdného záření a zároveň také dochází k produkci charakteristického záření materiálu terčíku.
  
RNM_1202.JPG
 
Obr. 12.2.1 Princip planárního zobrazení pomocí rentgenového záření
 
Efektivita produkce brzdného záření těchto relativně nízkých energií je relativně malá (řádově jednotky procent), značná část energie je ztracena formou kolizí elektronů s materiálem terčíku, což vede k velké produkci tepla. Proto se katoda konstruuje rotační. Svazek rentgenového záření pak prochází tělem pacienta, kde je zeslabován v závislosti na tloušťce příslušné vrstvy/tkáně a také v závislosti na jejím složení (kost má vyšší hodnotu μnež např. plicní tkáň, tedy zeslabuje záření více). Záznam svazku, který je v příčném řezu obecně různě zeslaben, se může provést na rentgenový film nebo – moderně – na digitální plošný detektor. Takto pořízený planární snímek (rentgenogram) je vážený, tzn. intenzita (stupeň šedi) konkrétního pixelu obrázku je určena součinem μx, resp. Jeho integrálem přes všechny prozářené tkáně v daném směru:
I=I 0 e∫μdx
 
Není možné rozlišit, zda příslušné zeslabení bylo způsobeno tloušťkou určité tkáně nebo složením jiné tkáně ve stejném směru. Na konvenčním rentgenogramu jsou také na sobě superponovány obrazy tkání ležící ve stejném směru, určeném bodem na rentgenogramu a zdrojem záření – ohniskem rentgenky.
  
RNM_1203.JPG
Obr. 12.2.2 Problém CT: určení prostorové distribuce lineárních součinitelů zeslabení prostřednictvím (digitální) matice obrazu, série projekcí objektu z různých směrů a jejich tomografické rekonstrukce
 
Podstatně kvalitnější obraz poskytuje metoda rentgenové výpočetní tomografie CT (Computed Tomography). Tomografické zobrazování umožňuje zobrazení těla pacienta po vrstvách (tomos), a tím i jeho trojrozměrné zobrazení. Zásadním rozdílem oproti planárnímu snímkování je, že obraz není přímo zaznamenáván/měřen detektorem, ale je vypočten/matematicky rekonstruován na základě série změřených projekcí zobrazovaného objektu získaných jeho prozářením z různých směrů. Základní myšlenka CT je znázorněna na obr. 2: cílem tomografické rekonstrukce je určit hodnoty μ i,j, které přísluší jednotlivým pixelům obrazu. Těmto hodnotám pak lze přiřadit konkrétní stupeň šedé stupnice a obraz může být zobrazen. Intuitivní algebraická rekonstrukční technika pro paralelní svazek, pole o dvou detektorech, pro dvě ortogonální projekce a digitální obraz o 4 pixelech je znázorněna na obr. 12.2.3. Kvalitativní výhodou CT obrazu je, že je vážený pouze hodnotou μ i,j (tloušťka dílčí vrstvy tkáně je konstantní a je rovna rozměru pixelu), tedy pouze atomovým složením tkáně. Další kvalitativní výhodou je, že zobrazení po vrstvách v principu značně omezuje negativní příspěvek záření rozptýleného v dalších vrstvách. Planární rentgenové zobrazovací metody se dělí do několika kategorií v závislosti na způsobu jejich aplikace a použitém receptoru obrazu. Prakticky u všech druhů receptorů obrazu se využívá konverze rentgenového záření na světlo, kvůli vyšší detekční účinnosti a tím vyšší kvalitě zaznamenaného obrazu.
  
RNM_1204.JPG
Obr. 12.2.3 Schéma rotačního uspořádání rentgenky a pole detektorů k získání rentgenových projekcí pacienta z různých směrů (vlevo). Princip algebraické rekonstrukční techniky pro jednoduchý případ 2 projekcí, 2 paralelních svazků (detektorů) a matice (digitálního) obrazu o rozměru 2 x 2 pixely.
 
 
Předchozí
Následující
Operace
Prohlédnout vše