Univerzita Karlova v Praze 1. lékařská fakulta Možnosti použití obrazových detektorů Medipix2 v RTG mamografii Diplomová práce Vedoucí práce: Ing. Jiří Hozman Odborný konzultant: Ing. Jan Jakůbek, Ph.D. Student: Bc. Jiří Dammer srpen 2005
Anotace Možnosti použití obrazových detektorů Medipix2 v RTG mamografii Rentgenová mamografie se používá ke zobrazení vnitřních struktur prsu. V současnosti se stále více prosazují detektory pro celoplošnou digitální mamografii (FFDM) proti klasickým mamografickým filmům. Digitální zobrazování v mamografii zkvalitňuje proces zobrazení a tím i diagnostiku samotnou. Medipix2 byl speciálně vyvinut jako detektor pro přímou digitální radiografii (DDR) a zatím se používá jenom ve výzkumu. Cílem mé práce bylo zjistit jeho možnosti použití v rtg mamografii za pomoci nízkokontrastního a vysokokontrastního mamografického fantomu. Tyto fantomy simulují ženský prs a používají se k hodnocení kvality zobrazení mamografického zařízení. Při měření na nízkokontrastního fantomu se hodnotí počet zobrazených objektů, které jsou součástí fantomu. V tomto případě detektor Medipix2 plně vyhovuje požadavkům na zobrazení. U vysokokontrastního fantomu se hodnotí dosažitelnost rozlišení, které se udává v počtu párů čar na milimetr tzv. prostorová frekvence. Pro dosažení požadovaného rozlišení je třeba umístit fantom dále od detektoru tj. použít zvětšení. Annotation The possibilities of the application of the imaging detectors Medipix2 in X-ray mammography X-ray mammography is used to imaging of the breast tissue. In recent time the using of the detectors for the full-field digital mammography (FFDM) increases in comparison to the classical mammographic films. The digital imaging achieves higher quality of the pictures and thereby diagnostic is also better. Medipix2 was specially developed as the detector for the direct digital radiography (DDR). At present the detector Medipix 2 is used only in research work. The aim of my work was find out the measuring possibilities of Medipix 2 for the using in the X-ray mammography at the mammographic phantoms with the low and high contrast.
The phantoms simulate the female breast and are used to evaluating of the quality of the mammographic imaging system. During the measurement on the phantom with the low contrast the count of the imaging objects inside phanthom is evaluated. In this case it was confirmed that the detector Medipix2 corresponds to all imaging requariments. The resolution is evaluated on the phantom with the high contrast. The resolution is indicated in the count of line pair on the millimeter (spatial frequence). For achieving of the desired resolution the location of phantom in longer distance from the detector is necessery, using the magnification.
Prohlášení Prohlašuji, že jsem svou diplomovou práci vypracoval samostatně a všechny použité zdroje jsem uvedl v seznamu literatury. Nemám závažný důvod proti užití tohoto školního díla ve smyslu 60 Zákona č.121/2000 Sb., o právu autorském, o právech souvisejících s právem autorským a o změně některých zákonů (autorský zákon). V Praze 30. srpna 2005. Jiří Dammer
Poděkování Na tomto místě je mou milou povinností poděkovat vedoucímu diplomové práce panu Ing. Jiřímu Hozmanovi za cenné rady, věcné připomínky, podnětné návrhy a trpělivost při zpracování. Také velmi děkuji Ústavu technické a experimentální fyziky ČVUT za umožnění měření na unikátním detektoru Medipix2 a zařízení s mikrorentgenem. Velký dík patří zejména panu Ing. Janu Jakůbkovi, Ph.D, který šel nad rámec role odborného konzultanta tím, že mi poskytl odborné vedení, množství cenných rad a každodenní ochotu a zájem při řešení experimentů. Dále bych rád poděkoval přednostovi Radiodiagnostické kliniky 1. lf UK a VFN panu doc. MUDr. Janu Danešovi, Csc. a vedoucí laborantce Centra diagnostiky chorob prsu V. Polaka, téže kliniky paní Bílé, za ochotné zapůjčení fantomů a za umožnění měření na konvenčním mamografu. Velké poděkování patří také panu prim. MUDr. Miroslavu Kašparovi, Csc. a hlavnímu laborantovi panu Janu Kouhotovi z Radiodiagnostické kliniky 1. lf UK a IPVZ FNB za darování mamografické kazety a ochotný přístup při měření na mamografu. Zvláštní poděkování patří Mgr. Terezii Bendové a Mgr. Ondřeji Dammerovi. Velký dík patří všem, kteří mi svými radami a návrhy pomáhali při řešení této práce. Rád bych také poděkoval celé své rodině, přátelům a známým za trpělivost a podporu ve studiu.
Téma (název): Možnosti použití obrazových detektorů Medipix2 v RTG mamografii Zadání: Ve spolupráci s Ústavem technické a experimentální fyziky ČVUT a RDG kliniky 1. LF UK a VFN v Praze proveďte srovnávací studii, jejímž obsahem bude: 1. Základní popis, charakteristiky a parametry detektorů, které se používají pro mamografii standardně, včetně popisu detektorů Medipix2 a jejich vzájemné srovnání (MTF, DQE, linearita apod.). 2. Realizace experimentu v laboratoři ÚTEF ČVUT s fantomy, které se používají standardně pro RTG mamografii (k dispozici je fantom RMI 156 od fy Gammex a popř. další, které by zapůjčila RDG klinika). 3. Realizace experimentů s fantomy na RDG klinice jednak prostřednictvím konvečního RTG mammografu a jednak prostřednictvím laserové mamografie, pokud bude k dispozici. 4. Stručný popis fantomů. 5. Digitalizace snímků, pokud to bude třeba pomocí specializovaného mamografického scanneru na RDG klinice. 6. Vyhodnocení digitálních obrazů metodami zpracování obrazu a závěrečné zhodnocení výsledků jednotlivých senzorů, či modalit. Literatura: 1. Digital Mammography - Nijmegen, 1998 KARSSEMEIJER, N., THIJSSEN, M., HENDRIKS, J. (eds.) Computational Imaging and Vision, Vol. 13. Dordrecht: Kluwer, 1998, 518 s. ISBN 0-7923-5274-2. 2. Medipix2 a Single Photon Counting Chip to Improve X-Ray and Gamma-Ray Imaging [Švýcarsko]. Dostupné z http://medipix.web.cern.ch/medipix/ [citováno 17. prosince. 2004]. Pracoviště: 1. Experimenty se senzory a fantomy pro mamografii Ústav technické a experimentální fyziky (ÚTEF) ČVUT v Praze, Horská 3a/22, 128 00 Praha 2 2. Související doplňující a srovnávací testy na RDG klinice 1. LF UK a VFN v Praze RDG klinika 1. LF UK a VFN, U Nemocnice 2, Praha 2, 128 08 Vedoucí DP: Ing. Jiří Hozman, Ústav biomedicínského inženýrství (ÚBMI) ČVUT, katedra biomedicínské techniky, nám. Sítná 3105, 312 01, Kladno 2, hozman@fel.cvut.cz, 312608276 Odborný konzultant: Ing. Jan Jakůbek, Ph.D., Ústav technické a experimentální fyziky (ÚTEF) ČVUT v Praze, odd. fyzikálních aplikací a technologií (OFAT), Horská 3a/22, 128 00 Praha 2, jan.jakubek@utef.cvut.cz, 224359181 Oponent: Doc. MUDr. Jan Daneš, CSc., přednosta RDG kliniky, 1. LF UK a VFN, U Nemocnice 2, Praha 2, 128 08, jan.danes@lf1.cuni.cz, 224962233 Datum zadání: leden 2005 Datum odevzdání: září 2005
Obsah 1 ÚVOD 9 2 TEORETICKÁ ČÁST 11 2.1 ÚVOD DO MAMOGRAFIE 11 2.1.1 POHLED DO HISTORIE 11 2.1.2 MAMOGRAFICKÉ ZAŘÍZENÍ 12 2.1.2.1 RENTGENKA 14 2.1.2.2 GENERÁTOR 15 2.1.2.3 GEOMETRIE 15 2.1.2.4 KOMPRESE 15 2.1.2.5 SEKUNDÁRNÍ CLONA 15 2.1.2.6 EXPOZIČNÍ AUTOMAT 16 2.1.3 KVALITA OBRAZU 16 2.2 MOŽNOSTI AKVIZICE (POŘÍZENÍ) OBRAZU V MAMOGRAFII 18 2.2.1 FILMOVÁ MAMOGRAFIE 18 2.2.1.1 DIGITALIZACE FILMU 19 2.2.2 BEZFILMOVÁ MAMOGRAFIE 19 2.2.2.1 FOSFOROVÁ VÝPOČETNÍ RADIOGRAFIE 20 2.2.2.2 PŘÍMÁ RADIOGRAFIE 21 2.2.3 DETEKTOR MEDIPIX 29 2.2.3.1 MEDIPIX2 30 2.2.4 VÝKONOVÉ CHARAKTERISTIKY DETEKTORŮ 32 2.2.4.1 DYNAMICKÝ ROZSAH 33 2.2.4.2 MODULAČNÍ PŘENOSOVÁ FUNKCE (MTF) 33 2.2.4.3 DETEKČNÍ KVANTOVÁ ÚČINNOST (DQE) 33 2.2.5 MAMOGRAFICKÝ FANTOM 35 2.2.5.1 FANTOM GAMMEX RMI 156 35 2.2.5.2 FANTOM PRO ROZLIŠENÍ PŘI VYSOKÉM KONTRASTU 36
3 PRAKTICKÁ ČÁST 38 3.1 MĚŘENÍ S FANTOMY PROVEDENÁ V ÚTEF ČVUT 38 3.1.1 POPIS, NASTAVENÍ A OVLÁDÁNÍ MĚŘÍCÍ APARATURY 39 3.1.1.1 PRŮMYSLOVÝ RENTGEN HAMAMATSU 39 3.1.1.2 PROGRAMY PIXELMAN A USM MOTORS 40 3.1.2 POSTUP MĚŘENÍ NA NÍZKOKONTRASTNÍM FANTOMU GAMMEX RMI 156 44 3.1.2.1 OPERACE PROVÁDĚNÉ SE SNÍMKY 45 3.1.2.2 PRVNÍ TESTY S NÍZKOKONTRASTNÍM FANTOMEM 48 3.1.2.3 OPTIMALIZACE TVARU RTG SPEKTRA 49 3.1.2.4 VÝSLEDKY MĚŘENÍ NA FANTOMU GAMMEX RMI 156 54 3.1.2.5 ZOBRAZENÍ OBJEKTŮ OBSAŽENÝCH VE FANTOMU GAMMEX RMI 156 56 3.1.2.6 SNÍMEK FANTOMU GAMMEX RMI 156 POŘÍZENÝ FILMOVOU METODOU 60 3.1.3 POSTUP MĚŘENÍ NA VYSOKOKONTRASTNÍM FANTOMU EUROPHANTOM MAMMO 61 3.1.3.1 ZOBRAZENÍ VYSOKOKONTRASTNÍ POMŮCKY 61 3.2 MĚŘENÍ PROVEDENÁ S FANTOMY NA RDG KLINIKÁCH 63 3.2.1 MĚŘENÍ NA RDG KLINICE 1. LF UK A VFN 63 3.2.2 MĚŘENÍ NA RDG KLINICE 1. LF UK A IPVZ FN NA BULOVCE 63 3.2.2.1 MĚŘENÍ NA VYSOKOKONTRASTNÍ POMŮCCE FIRMY CIRS 65 3.2.2.2 MĚŘENÍ NA FANTOMU GAMMEX RMI 156 66 4 ZÁVĚR 68 4.1 ZHODNOCENÍ MĚŘENÍ V ÚTEF ČVUT 68 4.2 ZHODNOCENÍ MĚŘENÍ NA RDG KLINIKÁCH 68 4.3 CELKOVÉ ZHODNOCENÍ 69 5 LITERATURA 70 6 PŘÍLOHY 72 6.1 FOTOGRAFICKÁ DOKUMENTACE 72
1 Úvod Mamografie je lékařská zobrazovací metoda, která může jako jeden z principů využít Roentgenova (rtg) záření k zobrazení vnitřních struktur ženského prsu. Je určena k vyhledávání skrytých karcinomů v časném stadiu u bezpříznakových onemocnění prsu tzv. screeningová mamografie nebo slouží k diagnostice tumorů u žen s hmatnou rezistencí, případně s jinými příznaky onemocnění prsu, zde hovoříme o diagnostické mamografii [1]. Cílem této diplomové práce je provést srovnávací studii mezi klasickou filmovou mamografií (případně dalšími rtg metodami, podle možností Centra diagnostiky chorob prsu V. Polaka Radiodiagnostické kliniky 1. lékařské fakulty Univerzity Karlovy a Všeobecné fakultní nemocnice v Praze (1. lf UK a VFN) a v Mamografickém centru Radiagnostické kliniky 1. lf UK a IPVZ FN Na Bulovce) a obrazovým detektorem Medipix2 na fantomech, které se standardně používají pro rtg mamografii. Tento detektor využívá digitální technologii v procesu zobrazení rtg obrazu. Digitální zobrazování v lékařství má nesporně mnoho výhod. Mezi ně patří například výrazné zrychlení diagnostiky (obrazy mohou být téměř okamžitě k dispozici k popisu, nečeká se na vyvolání snímku), možnost posílání snímků po počítačové síti a konzultace na dálku, kratší čekací doba na vyšetření či v konečném stavu možnost rychlejšího zahájení léčby. Detektor Medipix2 není zatím dostupný ke komerčnímu využití. Byl vyvinut v CERNu v Ženevě ve Švýcarsku a používá se zatím jen ve výzkumu, do kterého je zapojen i Ústav technické a experimentální fyziky Českého vysokého učení technického v Praze (ÚTEF ČVUT). V teoretické části mé práce popíšu klasickou filmová mamografii, která se používá na Radiodiagnostických klinikách. Dále uvedu možnosti akvizice obrazu pomocí digitálních technologií, tedy principy detekce rtg záření, které se využívají u jednotlivých detektorů včetně detektoru Medipix2 a jejich vzájemné porovnání. Na konci první části se stručně zmíním o základních charakteristikách fantomů, které se používají pro mamografii. Ve druhé, praktické části, popíši postup realizace experimentů s fantomy (nízkokontrastním RMI 156 od firmy Gammex a vysokokontrastním Europhantom mammo od firmy Pehamed) v ÚTEF ČVUT a Radiodiagnostické klinice 1. lf UK a VFN, 1. lf UK a 9
IPVZ FNB. Také zde uvedu postupy jednotlivých měření, možnosti zpracování rtg snímků, kde provedu jejich porovnání. V závěru práce zhodnotím možnosti využití detektorů Medipix2 pro digitální mamografii, případně navrhnu další postup pro experimenty s tímto detektorem. Výsledky a závěry, které zde uvedu, by měly být alespoň z části přínosem pro využití detektorů Medipix2 v rtg mamografii, neboť digitální technologie používané v lékařské diagnostice významně zkvalitňují proces zobrazení a tím i diagnostiku samotnou. 10
2 Teoretická část 2.1 Úvod do mamografie Při mamografickém vyšetření se dnes používá řada zobrazovacích systémů. Mezi nejrozšířenější patří konvenční rentgenová mamografie, která je nejvíce používanou metodou při screeningu a diagnostice nemocí ženského prsu (pozn. dále zde budu používat označení mamografie pro rentgenovou mamografii) [2, 3]. Při použití v praxi má mamografie senzitivitu přibližně 90%, tzn., že okolo 10% karcinomů a jiných druhotných změn prsu zůstává při vyšetření mamografickým zařízením nedetekováno [4]. Pak tedy mamografie nedokáže zajistit 100% schopnost určení diagnózy. Existuje pro ni prahová úroveň v diagnostice malignit, která je závislá na velikosti, typu nádoru a na vlastnostech okolní tkáně. Tato omezení se musí vzít v úvahu zejména u diagnostické mamografie. Pro screening je mamografie jediná metoda, která má výsledky schopné reprodukce, spolehlivou detekci z hlediska prognostické významnosti nehmatných karcinomů a je přijatelná jak v míře falešně pozitivních výsledků, tak i ve finančních nákladech na vyšetření. V době, kdy jsou ještě maligní změny prsu nehmatné, hraje screeningová mamografie rozhodující úlohu v časné detekci onemocnění a tím výrazně zvyšuje přežívání pacientek [3]. 2.1.1 Pohled do historie První snímky prsů byly zhotoveny již kolem roku 1930 v USA, a to na běžném skiagrafickém zařízení. K podstatné změně techniky došlo v 50. letech minulého století, kdy Leborgne snížil energii záření a provedl kompresi prsu pomocí tubusu. Další změny jsou zaznamenány v 60.-70. letech 20. století, šlo však jen o úpravy stávajících skiagrafických zařízení. Prototyp prvního speciálního mamografu byl vyroben ve Francii po roce 1960. Při vyšetřování tímto přístrojem se zlepšilo zachycení celého prsu a díky kompresi, použití vhodnějšího spektra záření (rentgenka s molybdenovým ohniskem) a malého ohniska zásadně vzrostl kontrast a ostrost zobrazení jednotlivých struktur [1]. 11
Dalšími mezníky ve vývoji mamografické techniky bylo zavedení sekundární clony do běžné praxe (1978), zlepšení komprese (1980), použití expozičního automatu a vysokofrekvenčního generátoru (po roce 1980), rentgenka s mikroohniskem 0,1 mm pro snímky se zvětšením (1981), rhodiový filtr a rhodiová anoda pro snížení dávky u objemných a denzitních prsů (1992) [1]. Také detektor obrazu se postupně vyvíjel. V počátcích vývoje mamografie se používal převážně jednozrnný průmyslový film. První experimenty s využitím zesilovacích fólií v detekci záření pro snížení dávky probíhaly od roku 1970. Nastává rychlý vývoj zesilujících fólií a nových filmů. Na trh přichází speciální mamografické kazety (systém film, fólie, kazeta). Vyvolání filmu je plně automatizované [1]. V dnešní době se již přechází ke snímání rtg záření pomocí číslicové techniky. Rozdílná absorpce záření v prsu vede ke vzniku digitálního obrazu na speciálním, nejčastěji polovodičovém detektoru. Tyto techniky zobrazení se stále více prosazují především ve vyspělých zemích (zatím je nejvíce používána v USA, ve Skandinávii a Francii). Se zpožděním (odhadem asi 10 let) se v posledních letech postupně zvolna uplatňuje i v České republice. U nás je zatím pouze jeden systém pro celoplošnou digitální mamografii v Masarykově onkologickém ústavu v Brně. 2.1.2 Mamografické zařízení Mamografické zařízení se skládá z rentgenky, jejího krytu a přídavného filtru svazku rentgenového záření, vysokofrekvenčního generátoru napětí pro rentgenku, C ramene, kompresního zařízení, sekundární Buckyho clony (mřížky), podstavce pro zvětšení, držáku kazety u filmového zpracování a expozičního automatu (obr. 2.1). Všechny tyto části zařízení ovlivňují spolu se zobrazovaným objektem, detektorem obrazu (u filmové mamografie i způsobem zpracování filmu) výsledné vlastnosti snímku a radiační dávku v mléčné žláze. Parametry mamografického zařízení vycházejí vždy z kompromisu mezi kontrastem obrazu, rozlišením, radiační dávkou a šumem obrazu [1]. Jednotlivé části tohoto zařízení budou stručně popsány v následující části textu. 12
Katoda Ohnisko Anoda Kolimátor Svazek rtg záření Rozptýlené záření je absorbováno mřížkou Kompresní deska Stlačený prs Rentgenovo záření je konvertováno na světlo Fotoelektrický článek Bucky clona Kazeta s filmem Expoziční automat Napěťový generátor Obrázek 2.1: Schématické znázornění částí mamografického zařízení (podle [3]) Obrázek 2.2: Digitální mamografické zařízení a vyhodnocovací stanice od firmy Diamond (podle [5]) 13
2.1.2.1 Rentgenka U mamografie se využívá nízkoenergetického spektra rentgenova záření. Toto vede k odlišnostem v konstrukci rentgenek určených pro mamografii. Patří mezi ně beryliové výstupní okénko (sklo by odfiltrovalo měkkou složku svazku), molybdenový nebo rhodiový terč anody a přídatná molybdenová či rhodiová filtrace. V moderních mamografických zařízeních mohou být použity rentgenky vyšší třídy s duálními anodami kvůli redukci dávky. Běžná velikost ohniska rentgenek je 0,3 mm a 0,1 mm, menší se využívá při použití zvětšovací techniky. Anodový proud přesahuje u většího 100 ma a u menšího 30 ma [1]. Spektrum rentgenového záření závisí na použitém napětí, materiálu anodového terče a filtru. V současné době se používá napětí mezi 25 až 30 kv. Pro spektrum z molybdenového terče platí, že se skládá z brzdného záření a Kα charakteristického záření s energií fotonů 17,4 a 19,7 kev. Při použití molybdenového filtru dochází k zúžení tohoto spektra v oblasti nízkých energií i v oblasti nad 20 kev (graf 2.1). V praxi se nejčastěji setkáváme s těmito kombinacemi anodových terčů a filtrů Mo/Mo, Mo/Rh, Rh/Rh. První uvedená kombinace se používá u snímkování běžných prsů, další dvě u objemných a hutných prsů, kvůli snížení radiační dávky [1]. 30000 25000 Počet fotonů 20000 15000 10000 5000 Mo a Mo filtr Mo 0 7 11 15 17 19,7 23,2 Energie fotonů (kev) Graf 2.1: Rentgenové spektrum pro molybdenovou anodu (terč) při 26 kv s molybdenovým filtrem a bez filtru (podle [1]) 14
2.1.2.2 Generátor V moderních mamografických zařízeních se používají vysokofrekvenční generátory (nad 5000 Hz), zvlnění napětí je maximálně 4 % a výkon je nad 3,5 kw [1]. Generátor tím zvyšuje životnost rentgenky, zlepšuje kontrast, zkracuje expoziční časy a redukuje dávku. 2.1.2.3 Geometrie Ohnisková vzdálenost (rentgenka film) je u moderních přístrojů 60 až 65 cm. Každé mamografické zařízení umožňuje provést snímky i se zvětšením. Prs se přiblíží k ohnisku a oddálí od detektoru. Důležitou konstrukční vlastností je, aby byl centrální paprsek paralelní s hrudní stěnou. Dále musí být ohnisko, kompresní deska, detektor postaveny v prostoru tak, aby byl na snímku zachycen celý prs [1]. 2.1.2.4 Komprese Komprese má na kvalitu mamografického obrazu velký vliv. Především zlepšuje kontrast obrazu, vyrovnává tloušťku prsu v různých částech, zmenšuje sumaci struktur, redukuje dávku a pohybovou neostrost. Moderní mamografická zařízení bývají vybavena ukazatelem síly komprese a tloušťky prsu (odhad dávky). Síla komprese je od 70 do 150 N [1]. 2.1.2.5 Sekundární clona Sekundární Buckyho clona ovlivňuje významným způsobem kontrast obrazu tím, že potlačuje rozptýlené (sekundární) záření, které vzniká interakcí rentgenova záření s texturou prsu. Běžná clona je složena z vysoce absorbujících lamel z olova, wolframu nebo mědi, oddělených mezivrstvou vláknitým materiálem či hliníkem. V praxi tyto clony pohlcují až 80 % sekundárního záření [1]. 15
2.1.2.6 Expoziční automat Expoziční automat (přístroj pro automatické řízení expozice) je jednou z nejdůležitější částí mamografického zařízení. Senzor expozičního automatu je uložen pod receptorem (detektorem) obrazu. Během expozice se pomocí fotoelektrického článku, který je součástí senzoru, nabíjí kondenzátor [3]. Úroveň napětí na kondenzátoru se porovnává s nastavenou referenční hodnotou, když jsou hodnoty stejné, dojde k ukončení expozice. Toto zařízení zajišťuje správnou expozici receptoru obrazu a umožňuje zachovávat stálou denzitu filmu při snímkování s různým nastavení mamografického zařízení. Moderní expoziční automaty mají schopnost upravovat expoziční dobu v závislosti na složení prsu [1]. 2.1.3 Kvalita obrazu Kvalita obrazu je závislá na mnoha faktorech (technické parametry mamografického zařízení, expoziční parametry, film fólie, zpracování filmů, kvalita detektorů aj.). V následující části textu budou vysvětleny některé zkladní pojmy. Kontrast obrazu mamogramu může být zjednodušeně popsán jako rozdíl v optické denzitě mezi strukturou (lézí) v prsu a jeho okolím. Rozdíly v optické denzitě mezi lézí a okolní tkání jsou většinou velmi malé.to je dáno malým rozdílem hustot tkáně a atomovým číslem prvků v nich obsažených. Pokles kontrastu tkáně ( vnitřní kontrast ) je znázorněn v grafu 2.2. Z grafu je patrné, že vnitřní kontrast klesá s přibývající energií rentgenova záření, proto se při vyšetření používá nízkoenergetické měkké záření [1]. Optická denzita (optická hustota) je přímo úměrná množství receptorem (detektor, film) zachyceného rentgenova záření. Čím vyšší je optická hustota, tím vyšší je intenzita detekovaného rentgenova záření, respektive tím je nižší intenzita záření detektorem prošlého. Expozicí označujeme množství fotonů dopadající na určitou oblast filmu. V praxi ji ovlivňuje napětí (kv), anodový proud (ma), a čas (s) [1]. 16
0,45 0,4 Vnitřní kontrast 0,35 0,3 0,25 0,2 0,15 0,1 Kalcifikace Karcinom 0,05 0 15 17,5 20 22,5 25 27,5 30 35 40 Energie (kev) Graf 2.2: Závislost vnitřního kontrastu prsu pro kalcifikaci a karcinom na energii rentgenova záření (podle [1]) 17
2.2 Možnosti akvizice (pořízení) obrazu v mamografii Konstrukce akvizičních jednotek v rentgenové mamografii v rozhodující míře ovlivňuje zkreslení vznikající v procesu zobrazení. Na této jednotce tedy z velké části závisí kvalita výsledného obrazu. Základní požadavek je proto používat v těchto zařízení receptor obrazu (detektor, film) co nejlepších dosažitelných vlastností. Metody záznamu rentgenového záření nesoucí obrazovou informaci (latentní obraz) můžeme podle receptoru obrazu rozdělit: 1) Možnosti akvizice obrazu pomocí filmové mamografie 2) Možnosti akvizice obrazu pomocí bezfilmové mamografie V dnešní době spějí trendy záznamu obrazu k bezfilmovým metodám a to hlavně kvůli tomu, že většinou využívají analogově-digitální zpracování výstupního signálu. Z tohoto vyplývá mnoho výhod z hlediska zpracování, archivace, ekonomiky pořízení (cena filmů) a diagnostiky snímků. Tyto metody vysvětlím v následující části textu. 2.2.1 Filmová mamografie Mamografické filmy pro běžný provoz mají citlivou vrstvu (emulzi) na jedné straně a kombinují se s zadní zesilující fólií. Tato fólie zesiluje expozici filmu tím, že po dopadu rentgenova záření emituje zelené viditelné světlo (emisní maximum o vlnové délce 545 nm). Expozice filmu je tedy zajištěna pomocí rentgenova a viditelného záření. Filmy jsou uloženy ve speciálních kazetách z plastu. Pro mamografii se používají dva rozměry 18 x 24 cm a 24 x 30 cm. Kazety s filmem se po expozici většinou vyvolávají pomocí vyvolávacího automatu [1]. 18
2.2.1.1 Digitalizace filmu Jedná se o metodu, která již pořízený snímek na mamografickém filmu převede do digitální podoby. Při tomto postupu se využívá například skenování filmu. Film jako nosič obrazové informace je prosvícen a snímací optika přenáší obraz na CCD snímače. Za snímači jsou A/D převodníky, které převedou elektrický signál na číslicovou informaci. Ta závisí na optické hustotě, resp. na množství snímkem prošlého světla. Metoda není primárně digitální a využívá se zejména tam, kde není možné nebo není z hlediska ekonomiky účelné zavést plně digitalizované pracoviště. Přináší například jednodušší archivaci snímků, uplatní se ke konzultaci a popisu na dálku apod. Tato forma pořízení digitálního obrazu je vhodné zejména pro malá či vzdálená pracoviště, která provádějí řádově několik snímků denně. 2.2.2 Bezfilmová mamografie Z hlediska stupně současnosti zavádění obrazové informace (tzn. podle toho zda se obraz snímá bodově, řádkově nebo celý najednou) rozdělujeme proces sběru dat na: postupné zavádění obrazové informace (point scanned detektor) smíšené zavádění obrazové informace (line scanned detektor) současné zavádění obrazové informace (area detektor) Ke konstrukci mamografických digitálních zobrazovacích systémů je výhodné používat detektory, u nichž se sejme celý obraz najednou, dochází ke snížení radiační dávky a minimalizují se pohybové artefakty [7]. Pro získání digitálního snímku můžeme použít tyto metody: 1) Fosforovou výpočetní radiografii 2) Přímou radiografii 19
2.2.2.1 Fosforová výpočetní radiografie U této metody se využívají speciální detekční přepisovatelná paměťová média, kterými je možné nahradit drahý fotografický materiál. Paměťová média vykazují jev fosforence fotostimulační obrazová fólie. Fosfor, který je umístěn na fólii (obr. 2.3), má schopnost latentní obraz uchovat až několik hodin. Po provedení expozice rtg zářením se fólie s latentním obrazem skenuje pomocí laserového záření. Po jeho dopadu dochází ke generaci elektromagnetického záření ve viditelné části spektra, které je úměrné intenzitě rtg záření a je detekováno např. fotonásobičem. Analogový elektrický signál z výstupu fotonásobiče je digitalizován a obraz uložen do paměti [6]. Fólie jsou uchovány v kazetách téměř shodných s mamografickými kazetami. Exponovaná kazeta je vložena do čtecího zařízení, ve čtečce se fólie automaticky vyjme z kazety, přečte, vymaže a opět vloží do kazety. Tím je připravena k dalšímu použití. Tyto fólie jsou použitelné pro několik tisíc až desítek tisíc expozic [6]. Tato metoda je označována také jako fosforová výpočetní radiografie PCR (Phosphor Computed Radiography) nebo jako výpočetní radiografie CR (Computed Radiography). V 80. letech minulého století nazývána bezfilmovou radiografií [6]. Obrázek 2.3: Schématické znázornění kazety s fólií pro PCR (podle [6]) 20
2.2.2.2 Přímá radiografie Jedná se o snímací zřízení rtg záření, kde na výstupu dostáváme analogový signál, který je digitalizován. Získáme informaci, ve které jsou obsaženy parametry a prostorové koordináty snímaného bodu. Tyto snímače se nazývají obrazové detektory pro přímou radiografii (Direct Digital Radiography, DDR). Schematické rozdělení typů detektorů u přímé radiografie uvádím na obr. 2.4. Používají se dva typy těchto detektorů (viz dále), které jsou také označovány podle svého vzhledu jako ploché panelové detektory (Flat Panel Detector, FPD) [7]. Všem těmto detektorům je společný způsob akumulace obrázků. Signál detekovaný každý obrazovým pixelem je integrován v analogové paměti (kapacitě). V analogové paměti však dochází s časem ke ztrátě informace. Doba integrace (expozice) je tedy omezená. Zcela odlišného způsobu integrace se využívá v pixelových polovodičových detektorech [9]. Signál získaný detekcí ionizující částice je v každém pixelu digitalizován okamžitě a integrace obrázku probíhá v digitální pamětí, která je bezeztrátová. Doba expozice u těchto detektorů není omezená, což umožňuje dosáhnout libovolně vysokého odstupu signálu od šumu. Tento typ detektorů není ještě komerčně dostupný. Historický vývoj detektorů: kolem roku 1990 počáteční úvahy o realizaci plochého panelu pro rentgenovou diagnostiku (předpokládalo se, že technologie bude představovat největší pokrok v rtg zobrazení srovnatelný se zavedením počítačové tomografie), v roce 1995 první veřejná přednáška o flat panel technologii s přímou konverzí pomocí A-Se u skiagrafie na kongresu RSNA v Chicagu, v roce 1995 vznik kolaborace Medipix, a výzkum a vývoj detektorů určených pro medicínské aplikace, v roce 1996 vyvinut kolaborací Medipix pixelový polovodičový detektor Medipix1 v roce 1997 byly prezentovány výsledky vývoje plochého panelu s nepřímou konverzí pomocí A-Si pro skiagrafii, 1998-1999 úspěchy v konstrukci plochého panelu s přímou konverzí pro skiaskopii, v roce 1999 první komerčně dostupný systém, který využívá nepřímé konverze ke 21
konstrukci celoplošného obrazového detektoru pro mamografii (full-field digital mammography, FFDM), 2000 2002 první dostupná komerční konstrukce flat panel detektorů s nepřímou konverzí pomocí A-Si pro skiagrafii, v roce 2001 vyvinut detektor Medipix2, u kterého bylo dosaženo zmenšení jednotlivých pixelů. Princip detektorů s přímou konverzí Využívají obrazový detektor bez vakuových prvků (pevná fáze), který přemění latentní rtg obraz na elektrický signál (obr. 2.5). Přímá konverze A - Se Přímá digitalizace A - Si Nepřímá konverze CMOS CCD Obrázek 2.4: Rozdělení přímé digitalizace a možnost zachycení rtg záření (podle [8]) 22
Nepřímá konverze Luminofor převádí rtg záření na světlo Světlo je přeměněno na elektrický signál R T G Z Á Ř E N Í Přeměna Ztráty Zvýšený šum Přeměna Ztráty Zvýšený šum Impulzní charakteristika rtg obraz Polovodičový detektor provádí konverzi na el. signál Přímá konverze Obrázek 2.5: Schématické znázornění principu přímé a nepřímé konverze rtg záření na elektrický signál u technologie flat panelu s přímou a nepřímou konverzí. Zkreslení v procesu konverze latentního rtg obrazu na elektrický signál je u přímé metody způsobeno pouze jedním mechanizmem. Lze tedy předpokládat, že výsledné zobrazení (znázorněno tvarem impulzní charakteristiky) bude lepší nežli v případě dvojnásobné konverze, při které se uplatňují další rušivé vlivy spojené s přeměnou na světlo (podle [7]) A - Se detektor Technologicky je tvořen přidáním detekční polovodičové vrstvy (využívá vnitřního fotoelektrického jevu ke generaci dvojice nábojových nosičů elektron-díra) na elektronický tranzistorový sendvič TFT (Thin-Film Transistor). Typickým polovodičovým materiálem je amorfní selen (A-Se detektor) vzhledem k jeho výborným detekčním vlastnostem a extrémně vysoké dosahované prostorové rozlišovací schopností (obr. 2.6). Před ozářením je napříč amorfní Se vrstvy pomocí horní elektrody přiloženo vysoké elektrostatické pole (jednotky kv), vlivem kterého jsou generované nábojové nosiče nasměrovány ke sběrným elektrodám. Vzájemná separace detekčních elementů je provedena pomocí tvarujícího elektrického pole uvnitř Se vrstvy [7]. 23
Fyzikální mechanizmus přímé konverze latentní rtg obraz absorpce rtg záření v polovodiči (Se) přeměna na elektrický náboj, zesílení elektrického signálu a přenos dat TFT polem A / D převod (analogově - digitální) rtg záření VN elektrony díry Amorfní selen TFT tranzistory Obrázek 2.6: Princip konstrukce detektorů A-Se s přímou konverzí rtg záření na signál elektrický (podle [7]) Technologie TFT Velkoplošný sendvič TFT je společný pro většinu systémů s přímou i nepřímou konverzí (používá se i u LCD displejů). Detekční části flat panelu spolu s nábojovými kolektory dexely (detection pixels) a čtecí elektronikou sousedí přímo s rtg citlivou vrstvou. Každý detekční element obsahuje TFT a kondenzátor k akumulaci signálového náboje. TFT matrice bývá většinou umístěna na skleněném substrátu v několika vrstvách, které začínají čtecí elektronikou na nejnižších pozicích a končí vrstvou nábojových kolektorů na nejvyšších pozicích (obr. 2.7). Když je TFT aktivován adresovacím signálem z rychlé procesorové jednotky, je akumulovaný náboj přečten a přiveden do rychlé signálové procesorové jednotky. Každý TFT tranzistor je chráněn proti nadbytečnému signálovému náboji na akumulačním kondenzátoru pro případ přeexponování detektoru pomocí ochranného obvodu. 24
Problémy technologie jsou spojeny se šumovými signály, jejich teplotní závislostí a rychlostí čtení každého detekčního elementu [7]. Zhodnocení Jeden krok při konverzi rtg na elektrický signál snižuje vliv parazitních jevů v procesu konverze, vhodně navržené sběrné elektrody umožňují dosáhnout téměř 100% využití elektrického náboje, technologie A-Se je velmi dobře zvládnutá (fotočlánky, solární články), vzhledem k amorfnímu charakteru Se se snadno dosáhne velkoplošné konstrukce, největší problém u přímé metody je spojen s požadavky na snížení úrovně šumu. Princip detektorů s nepřímou konverzí Využívají jevu luminiscence v pevné fázi a tím přetvářejí latentní rtg obraz na světelný meziobraz, který je následně převeden na elektrický signál (obr. 2.5). Obrázek 2.7: Schématické znázornění TFT technologie při přímé konverzi (podle [7]) 25
A Si detektor Technologicky je tvořen přidáním matrice polovodičových fotodiod z amorfního křemíku (A Si detektor) a luminoforu na tenkovrstvý tranzistorový sendvič TFT (obr. 2.8). rtg záření Flurescentní materiál Světlo Fotodiody TFT tranzistory Obrázek 2.8: Princip konstrukce detektorů A-Si s nepřímou konverzí rtg záření na signál elektrický (podle [7]) Používají se dva typy luminoforů, amorfní se standardní technologií luminiscentního štítu, kde nevýhodou je značný rozptyl světla, a s uspořádanou krystalickou strukturou CsI, kde podélné krystaly jsou uspořádány paralelně (významné potlačení rozptylu světla). Fyzikální mechanizmus nepřímé konverze latentní rtg obraz absorpce rtg záření v luminoforu světelný meziobraz v luminoforu snímání meziobrazu polem fotodiod a převod na el. signál přenos el. signálu TFT polem a zesílení A / D převod 26
Zhodnocení emitované viditelné světlo se rozptyluje (podstatně více u amorfních luminoforů) a odráží na optických rozhraních - vede k zhoršení prostorového rozlišení a k omezením v použitelné tloušťce luminiscenční vrstvy, na které závisí velikost detekční účinnosti, dva kroky při konverzi rtg kvant vedou k možnosti vzniku parazitních jevů, značná teplotní závislost vlastností vede k požadavku na teplotní stabilizaci celého flat panelu. CCD a CMOS detektor CCD (Charge Coupled Device) a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) snímače jsou vyzkoušenou digitální technologií pro cílené zobrazení. Nejvhodnější je aplikace na malém poli, jako příklad užití uvádím například maloplošnou digitální mamografii u stereotaktických digitálních jednotek (spot digital mammography). Pro snímání větší plochy se vyžaduje skenování. To je citlivé na mechanickou přesnost. Používá se dělený detektor, který je drahý a křehký. Vyžaduje překrývání obrazu a tím vznikají artefakty. Tyto detektory mají u plochých panelů omezené použití. Vývojový trend spěje k A- Si a A-Se [7]. Princip převodu rtg záření na světlo je u CCD a CMOS snímačů stejný jako u A-Si detektoru, rozdíl je ve způsobu převodu světelné energie na elektrický signál. CCD senzory jsou malé destičky složené z polovodičových buněk. Jedná se tedy o světlocitlivou matici buněk, na které se plošně rozmístí elektrický náboj odpovídající intenzitě dopadajícího světla. Tento náboj může být sejmut třemi způsoby: 1) Progresivní sken - spodní řada je načítací registr (obr. 2.9), zde se náboje z jednotlivých buněk "řadí do fronty" a odchází přes zesilovač do A/D konvertoru. Jakmile náboje odejdou, do registru sestoupí náboje z následující řady. Protože jsou to propojené náboje klesnou všechny řady o jednu. Informace z jednotlivých buněk odcházejí z řádky, která klesla do 27
registru, jedna po druhé přes zesilovač do A/D převodníku a potom již v digitální podobě do procesoru, 2) Prokládaný sken - náboj přechází z buněk nejdříve do pomocných registrů a teprve z nich postupují do hlavního registru. Potom opět přes zesilovač do A/D převodníku a procesoru, 3) Plošný sken - z CCD prvku typu FTD (Frame Transfer Device) přecházejí všechny náboje najednou do přenosového registru. Z něho potom náboje odcházejí do zesilovače, A/D převodníku a procesoru. ř á d k y načítací registr A/D př. Obrázek 2.9: Princip progresivního skenu CMOS snímače se vyrábějí prakticky stejnými postupy jako běžné procesory. Současné CMOS navazují na obdobná zařízení známá už třicet let. Ty nejjednodušší jsou pasivní. Generují elektrický náboj, který je úměrný energii dopadajících paprsků. Náboj jde přes zesilovač do A/D konvertoru jako u běžného CCD. V praxi však dávají tyto pasivní CMOS špatný obraz. Pozornost je proto upřena na aktivní CMOS. Každá světlocitlivá buňka je doplněna analytickým obvodem, který vyhodnocuje tzv. šum a aktivně ho eliminuje. Nevýhodou dosavadních CMOS je jejich malá citlivost na světlo. Je to dáno tím, že obvody omezující šum jsou uvnitř buněk. Nedostatek se řeší přidáním miniaturních čoček ke každé buňce a dalším zmenšení kompenzačních obvodů [7]. 28
Praktické použití A-Si a A Se detektorů Výhodou je, že jeden detektor pokrývá celou plochu a snímek se nemusí skenovat, pořídí se celý najednou. Detekce je nezávislá na úhlu dopadajícího rtg záření. Detektory nemají výměnné části a není nutné počítat s jejich obměnou v celkové kalkulaci návratnosti zařízení. A-Se detektory se s úspěchem používají v celoplošné digitální mamografii, která se stále více prosazuje na úkor filmové mamografie (v České republice je zatím pouze jeden systém pro celoplošnou digitální mamografii, v MOÚ v Brně). Mají větší rozlišovací schopnost. Musí být pevně zabudované v zobrazovacím zařízení, nemůžou být přenosné kvůli zdroji vysokého napětí, kterého využívají pro detekci rtg záření. A-Si flat panely se používají ve skiagrafii. Jejich výhodou je, že ke své činnosti potřebují jen nízkonapěťový zdroj. Nemají sice takové rozlišení jako předchozí detektory, ale pro klasickou skiagrafii plně postačí. Jsou lehké a můžou být i přenosné. Některé flat panely je možné integrovat do původního rtg nářadí (to ovšem musí vykazovat v okamžiku provedení inovace perfektní funkci). 2.2.3 Detektor Medipix Tento detektor se řadí ke snímačům, které využívají přímé konverze při přeměně rtg záření na elektrický signál. Detektor Medipix je digitální zařízení, které počítá jednotlivé rentgenovské fotony. To je zásadní rozdíl proti jiným detektorům (i digitálním jako je A-Se, CCD), která obdobně jako film integrují odezvu senzoru na dávku rtg záření. Medipix byl vyvinut ve výzkumném ústavu v CERNu v Ženevě ve Švýcarsku. Byly vytvořeny dva detektory Medipix1 v roce 1996 a Medipix2 v roce 2001 [9]. Rozdíl mezi těmito detektory je ve velikosti a struktuře jednotlivých buněk (pixelů). Medipix se používá zatím jenom pro výzkumné účely, do kterých jsou zapojeny i evropské univerzity. V České republice to je ÚTEF ČVUT, kde jsem mohl provádět experimety s tímto detektorem. V této kapitole se budu věnovat popisu detektoru Medipix2, na kterém jsem prováděl měření za pomoci fantomů. 29
2.2.3.1 Medipix2 Medipix2 je hybridní detektor, který pracuje na principu počítání jednotlivých rentgenovských fotonů podle jejich energetické úrovně. Skládá se ze dvou čipů: čipu senzoru a CMOS čipu vyčítací elektroniky. Senzor je standardní polovodičový detektor. Zadní kontakt senzoru je rozdělen do matice 256 x 256 buněk (pixelu) o hraně 55 µm. Čip vyčítací elektroniky je k senzoru připojen technologií bump-bonding (viz obr. 2.10). Tento čip obsahuje pro každý pixel senzoru kompletní data akviziční trasu složenou z předzesilovače, jednokanálového analyzátoru a 13 bitového čítače. Při průchodu rentgenovského fotonu senzorem dochází v polovodiči k ionizaci. Tento ionizační náboj, jehož velikost je úměrná energii fotonu je sejmut odpovídající buňkou vyčítacího čipu. Pokud je velikost náboje v nastaveném rozmezí, zvýší se hodnota příslušného čítače o jedničku. Každý pixel tedy zaznamenává počet fotonů (ionizujících částic) jejichž energie leží ve vybraném intervalu. Jako polovodičový materiál se použivá Si, GaAs, CdTe, HgI. Účinnost těchto materiálů detekovat fotony pro různé energie monochromatického rentgenova záření uvádím v grafu 2.3. Pro mamografická měření byl dostupný detektor Si o tloušťce 300 µm [10, 11, 12]. Velikost aktivní plochy detektoru je 14,11 x 14,11 mm (1,98 cm 2 ) [10]. foton záření X - + + - - + Polovodič Sn-Pb + - Elektronika CMOS Obrázek 2.10: Schématické znázornění principu konstrukce detektorů Medipix. Rozdíl mezi detektorem Medipix1 a Medipix2 je ve velikosti a struktuře jednotlivých pixelů (podle[10]) 30
Obrázek 2.11: Fotografické vyobrazení detektoru Medipix2 s elektronikou, aktivní plocha detektoru je vyznačena čárkovaně 120 100 DQE [%] 80 60 40 Si (300 µm) Si (600 µm) GaAs CdTe 20 0 0 20 40 60 80 100 Energie [kev] Graf 2.3: Závislost kvantové detekční účinnosti detektoru na použitém polovodičovém materiálu (podle [10]) 31
Zhodnocení Počítání jednotlivých fotonů vede k možnosti počítat neomezeně dlouho a tím teoreticky dosáhnout vysokého dynamického rozsahu v zobrazování, možnost výběru intervalu energií rtg záření, na který je detektor citlivý, jeden krok při konverzi rtg na elektrický signál snižuje vliv parazitních jevů v procesu konverze, potřeba zvětšení aktivní plochy detektoru 1, u současných rozměrů by se vyžadovalo skenování, použitý polovodičový materiál značně ovlivňuje detekční účinnost detektoru. Probíhající výzkum a výhled pro oblasti použití detektoru výzkum v oblasti digitální mamografie (Itálie, Česko), defektoskopie a výzkum materiálů, tomografické zobrazování, výhledově možnosti použití v radiodiagnostice a nukleární medicíně, výzkum pro použití detektorů v detekci gama záření, využití např. v oblasti farmakologického výzkumu s pokusy se zvířaty tzv. Small Animal Imaging, výzkum schopnosti detekce částic v jaderných reaktorech 2, neutronová radiografie a další. 2.2.4 Výkonové charakteristiky detektorů Tyto parametry charakterizují detektor. Na základě jejich zhodnocení lze usuzovat jak kvalitní bude výsledný obraz. 1 Již se podařila experimentálně zvětšit plocha detektoru (počet čipů 2 x 4) 2 Informace dostupné na internetových stránkách: http://medipix.web.cern.ch/medipix/ a http://www.utef.cvut.cz/medipix/ 32
2.2.4.1 Dynamický rozsah Filmové zobrazovací systémy mají dynamický rozsah omezený. Digitální zobrazovací systémy nabízejí širší rozsah zobrazení stupnice šedi s možností úpravy obrazu tak, aby zobrazení jednotlivých struktur obsažených v tkáni bylo optimální. Digitální systémy svými parametry a možnostmi zobrazení nezpůsobují ztrátu obrazové informace, naopak převyšují požadavky pro rozsah zobrazení vnitřních struktur prsu [13]. Detektor Medipix nabízí neomezený dynamický rozsah, což umožňuje zobrazení nízkokontrastních objektů [10]. 2.2.4.2 Modulační přenosová funkce (MTF) MTF popisuje účinnost přenosu kontrastu na jednotlivých prostorových frekvencí. Prostorová frekvence se udává v počtu páru čar na milimetr (lp/mm). Čím vyšší a s čím větší účinností jsou přenášeny prostorové frekvence, tím lépe budou zobrazovány detaily vyšetřovaného prsu. Z grafu 2.4 je vidět, že nejlepších výsledků by mělo být dosaženo při použití detektoru pro přímou konverzi Medipixem2 [7,13]. 2.2.4.3 Detekční kvantová účinnost (DQE) DQE vyjadřuje schopnost detektoru interagovat jak s detekovaným signálem, tak i podíl parazitního signálu (šumu) v signálu užitečném [7]. DQE tedy charakterizuje přenos poměru signál/šum, tím i efektivní dávku a rozlišení v kontrastu. Vedle šumových parametrů detekčního procesu také udává, kolik procent dopadajících fotonů se přemění na elektrický signál. Systémy s vyšší kvantovou detekční účinností poskytují při menší dopadové dávce kvalitnější zobrazení. DQE je závislá na dávce a prostorové frekvenci [13]. Detektory pro přímou konverzi jsou s porovnání s detektory pro nepřímou konverzi a rtg filmem charakteristické vyšší hodnotou DQE v celém spektru prostorových frekvencí z důvodu neparazitních vlivů v procesu zobrazení (graf 2.5). Z klinického hlediska se od systémů s přímou konverzí očekává vyšší diagnostický přínos při snížení dávky [13]. 33
MTF [%] 100 90 80 70 60 50 40 30 20 10 Medipix2 A-Se A-Si Film-MinR 0 0 2 4 6 8 10 Prostorové rozlišení [lp/mm] Graf 2.4: Závislost MTF na prostorové frekvenci pro jednotlivé typy detektorů (podle [7, 14]) 100 90 80 DQE [%] 70 60 50 40 30 20 10 0 0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 Prostrové rozlišení [lp/mm] Medipix2 A-Se A-Si Film-MinR Graf 2.5: Závislost DQE na prostorové frekvenci pro jednotlivé typy detektorů (podle [7, 13, 15])]) 34
2.2.5 Mamografický fantom Fantom je objekt, který se z hlediska absorpce a rozptylu rentgenova záření chová v zásadě jako skutečná tkáň [16]. Všeobecně slouží ke zkouškám provozní stálosti a stability mamografického pracoviště, které upravuje Státní ústav pro jadernou bezpečnost podle 72 vyhlášky č. 307/2002 Sb [17]. Používá se např. pro: simulaci skutečných podmínek měření, účely ochrany před zářením, hodnocení vlastností diagnostických systémů z hlediska záření nebo objektu, pro geometrické rozlišení mamografického systému, pro rozlišení mamografického systému při nízkém a vysokém kontrastu, dozimetrii. Aby bylo možno určit kvalitu zobrazení detektoru Medipix2 v mamografii, byly k těmto účelům použity právě fantomy. A to pro rozlišení při nízkém kontrastu fantom firmy GAMMEX RMI 156 a pro rozlišení při vysokém kontrastu fantom firmy PEHAMED EUROPHANTOM MAMMO a speciální vysokokontrastní pomůcka firmy Cirs pro měření na RDG klinice ve FN Na Bulovce (viz dále). 2.2.5.1 Fantom GAMMEX RMI 156 Tento nízkokontrastní fantom napodobuje ženský prs kompresovaný na 4,0 cm, složený z 50 % tukové tkáně a z 50 % žlázové tkáně [18]. Pro hodnocení zobrazení jsou v něm obsaženy simulace žil, kalcifikacích a tumorových mas. Jejich rozložení uvádím na obr.2.12 a velikost jednotlivých objektů v tab.2.1 Žíly průměr [mm] objekty 1-6 Kalcifikace průměr [mm] objekty 7-11 Tumorové masy- tloušťka [mm] objekty 12-16 1,56 0,54 2,00 1,12 0,40 1,00 0,89 0,32 0,75 0,75 0,24 0,50 0,54 0,16 0,25 0,40 Tabulka 2.1: Objekty obsažené ve fantomu 156 RMI (podle [18]) 35
Podle doporučení výrobce postačí, když je zobrazovacím systémem rozpoznáno z celkového počtu 6 žil 4, z 5 kalcifikací 3 a z 5 tumorových mas postačí zobrazit 3 [18]. Fantom má velikost 4,5 x 10,2 x 10,8 cm a jeho fotografické vyobrazení je uvedeno v příloze. Obrázek 2.12: Schématické rozmístění objektů ve fantomu 156 RMI (podle [18]) 2.2.5.2 Fantom pro rozlišení při vysokém kontrastu Tento fantom se používá pro kontrolu zobrazení při vysokém kontrastu. Vysokokontrastním rozlišením se rozumí prostorové rozlišení udávané v rozlišitelnosti (viditelnosti) počtu párů čar na milimetr (lp/mm) tzv. prostorová frekvence. Jedná se buď o speciální zkušební pomůcku (obr. 2.13), která se umísťuje na zeslabující PMMA (polymetylmetaakrylát) vrstvu nebo je tato pomůcka přímo obsažena v mamografickém fantomu EUROPHANTOM MAMMO (obr. 2.14). Experiment se provádí za účelem zjistit maximální rozlišení viditelnosti dvojic párů čar na mm ve směru rovnoběžném i ve směru kolmém k ose rentgenky. Požadavek rozlišení zobrazovacího systému pro mamografický screening je 15 čar/mm [17]. 36
Obrázek 2.13:Speciální vysokokontrastní zkušební pomůcka firmy Cirs s minimálním rozlišením 5 párů čar/mm a maximálním 20 párů čar/mm (podle[19]) Obrázek 2.14: Pomůcka pro zjištění vysokokontrastního rozlišení obsažená ve fantomu EUROPHANTOM MAMMO s minimálním rozlišení 8 párů čar/mm a maximálním 20 párů čar/mm (podle [20]) 37
3 Praktická část V praktické části diplomové práci jsem provedl měření na nízkokontrastním a vysokokontrastním fantomu pro zjištění možnosti použít detektor Medipix2 k zobrazení v rentgenové mamografii. Experimenty jsem realizoval v ÚTEF s využitím polovodičového průmyslového rentgenu (viz níže). Srovnávací měření byla provedena na konvenčním mamografu na RDG klinice 1. lf UK a VFN a RDG klinice 1. lf UK a IPVZ ve FN Na Bulovce. 3.1 Měření s fantomy provedená v ÚTEF ČVUT Nejprve jsem se seznámil s měřící aparaturou. Ta se skládá ze speciální olovněné skříně (stínění), ve které je umístěn rentgen, posuvný stolek pro zkoumaný vzorek (fantom) a detektor Medipix2 (obr. 3.1). Olovněná skříň je použita z důvodu zabránění průniku rtg záření do okolí. Pohyb stolku je zajištěn krokovými motory v osách ve směru x, z. Stolek je ovládán počítačem přes USB rozhraní pomocí programu USB motors. Detektor Medipix2 je opatřen vodním chlazením pro snížení úrovně šumu. Přenos snímaných dat do počítače je zajištěno přes speciální rozhraní MUROS2. Nastavení detektoru, zpracování a ukládání snímků je vykonáváno pomocí programu Pixelman. Rentgen HAMAMATSU je ovládán vně stíněné skříně s možností nastavení U ak a I a. rtg Detektor Medipix2 Posuvný stolek s fantomem Kolejnice pro posuv rtg a stolku Obrázek 3.1: Schématické znázornění stíněné skříně s přístroji. Šipky naznačují možnost pohybu s jednotlivými částmi. Fotografické vyobrazení uvádím v příloze 38
3.1.1 Popis, nastavení a ovládání měřící aparatury Nastavení měřících přístrojů a správné ovládání počítačových programů bylo jednou z důležitých etap praktické části diplomové práce. 3.1.1.1 Průmyslový rentgen Hamamatsu Průmyslový rentgen od japonské společnosti Hamamatsu s přesným označením MICROFOCUS X-RAY SOURCE L8601-01 s wolframovou anodou bez výstupní filtrace opatřený pouze beryliovým výstupním okénkem umožňoval nastavení napětí U ak rozsahu hodnot 20 až 90 kv a rozsah proudu I a od 0 do 250 µa( viz tab. 3.1). Ovládací část rentgenu popisuji na obrázku 3.2, vyzařovací spektrum uvádím v grafu 3.1. Parametr Hodnota Jednotka Rozsah napětí 20-90 kv Rozsah proudu 0-250 µa Maximální výstupní výkon 10 W Rozměr ohniska anody 5 µm Úhel vyzařování 39 Možnosti výstupu záření spojitě - Tabulka 3.1: Parametry rentgenu Hamamatsu Obrázek 3.2: Ovládací panel rentgenu, pomocí tlačítek s šipkami je možno měnit hodnoty napětí a proudu 39
Relativní intenzita vyzařování [-] 1,0 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 0 20 40 60 80 100 Energie [kev] Graf 3.1: Vyzařovací spektrum rentgenu Hamamatsu 3 3.1.1.2 Programy Pixelman a USB motors Program Pixelman jsem používal k ovládání počítačového rozhraní MUROS2, které je využíváno pro komunikaci a přenos dat s detektorem Medipix2. Důležité bylo nastavení vstupních parametrů v položce Settings. Na obrázku 3.3 uvádím doporučené hodnoty k měření s detektorem Medipix2. Nastavují se zde dolní a horní úroveň jednokanálových analyzátorů v jednotlivých pixelech, zesílení detektoru atd. 4 V hlavním okně programu Pixelman s názvem Medipix 1 UI (muros 1001) jsem nastavoval počet snímků v položce Number of acquisitions a čas pořízení jednoho snímku v položce Acquisition time. Dále jsem nastavoval ukládání jednotlivých snímku do předem vytvořeného adresáře v položce Frames. Počátek měření jsem zahajoval tlačítkem Start Acq (obr. 3.4). Program Pixelman je vybaven oknem pro pozorování pořizovaných snímků. Zde jsem prováděl kontrolu jednotlivých snímků. Okno s názvem Preview for Medipix 1 uvádím na obr. 3.5. V tomto programu jsem také prováděl měření jednotlivých spekter. 3 Informace dostupné na internetových stránkách http://usa.hamamatsu.com/assets/pdf/parts_l/l8601-01.pdf 4 Podrobnější popis nastavení jednotlivých parametrů dostupný na internetových stránkách http://www.etef.cvut.cz/medipix/ 40
Řízení pohybu stolku pro umístěný zkoumaný objekt (fantom) jsem prováděl pomocí programu USB Motors IEAP Stepper motors, obr 3.6. Používal jsem posuv ve směru osy x s krokem 25 µm a rozsahem 70 mm, posuv ve směru osy z s krokem 4,3 µm a rozsahem 50 mm. Hodnoty posuvu v milimetrech jsem mohl nastavovat absolutně resp. relativně, v položkách Move Abs resp. Move Rel. Obrázek 3.3: Nastavení hodnot v položce Settings 41
Obrázek 3.4: Hlavní ovládací okno programu Pixelman Obrázek 3.6: Okno pro ovládání posuvu stolku 42
Obrázek 3.5:Okno pro pozorování snímků při měření 43
3.1.2 Postup měření na nízkokontrastním fantomu GAMMEX RMI 156 Reálná velikost fantomu je cca. 80 x 80 mm. Aktivní oblast detektoru Medipix2 je 14,1 x 14,1 mm (256 x 256 pixelů). Nemohl jsem tedy celý fantom zrengenovat najednou. Objekty obsažené ve fantomu jsem musel snímat jednotlivě a to jen s minimálním zvětšení, kvůli malé ploše detektoru a jejich jednotlivé velikosti. Zvětšení je závislé na vzdálenosti fantomu od detektoru. Ta byla dána technickými možnostmi měřící soustavy. Vzdálenost jsem nastavil na minimální možnou 105 mm. Fantom jsem pomyslně rozdělil na čtvercovou síť o straně 10 mm (obr. 3.7). Pro objekt číslo 1 jsem nastavil fantom do pozice x = 5, z = 5. Pozadí pro flat field korekci (viz dále) pro jednotlivé objekty sejmuto na pozici x = 57, z = 57. Úkolem na tomto fantomu bylo dokázat schopnost detektoru rozlišit nízkokontrastní objekty. Byly sejmuty objekty, které jsou nejvíce a nejméně rozpoznatelné. Nasnímané objekty uvádím v tabulce 3.2 i s jednotlivými pozicemi. 0 10 20 30 40 50 60 70 80 0 10 20 30 40 50 60 70 80 Obrázek 3.7: Schématické rozdělení fantomu na čtvercovou síť a rozmístění jednotlivých objektů 44
Objekt Pozice - osa x Pozice osa y 1 žíla 5 5 6 žíla 25 25 7 kalcifikace 45 22 9 kalcifikace 3 42 12 tumor 65 45 16 tumor 65 65 Tabulka 3.2: Rozmístění a pozice objektů 3.1.2.1 Operace prováděné se snímky Jednotlivé snímky jsou ukládány jako matice čísel do souborů v textovém formátu. Jedná se tedy o obrazovou matici bodů. Pro lepší úroveň odstupu signál-šum jsem nasnímal vždy více snímků, protože kapacita čítačů Medipixu2 je omezená, zhotovil jsem 60 snímků po 10 sekundách. Při delší expoziční době by došlo k jejich přetečení. Se snímky jsem prováděl matematické maticové operace, které jsem realizoval v programu Matlab 6.0.0.88 Release 12 a to tyto: 1) Součet jednotlivých snímků n O v = S i, (1.1) i= 1 kde S i jsou jednotlivé obrazové matice, n je jejich počet a O v výsledná sečtená obrazová matice (obr. 3.8) [21,23]. 2) Podíl jednotlivých prvků matice (nejedná se o maticové dělení tzv. prvkové dělení matic) se používá pro flat field korekci. Slouží k odstranění nerovnoměrnosti intenzity svazku a nehomogenity účinnosti pixelů, čímž zvýrazňuje zobrazovaný objekt. 45
F = v Ov Of [ i, j] [ i, j], (1.2) kde F v je obrazová matice po flat field korekci, O v je sečtená matice snímků obsahující zobrazovaný objekt a O f je sečtená matice pozadí [21,23]. 3) Po prvkovém dělení matic jsem převáděl obrazy na 8 bitovou úroveň šedi. Zvětšoval jsem jejich rozsah v hodnotách 0-255 kvůli správnému zobrazení (po dělení bodů matic jsou hodnoty pixelů v rozsahu 0-1). Postup jsem realizoval v programu Matlab. Spočíval ve zjištění nejmenší a největší hodnoty obsažené v obrazové matici F v, vytvoření převodní charakteristiky a převedení matice do 256 úrovních šedé (obr. 3.9). Dále jsem používal změny nastavení úrovně jasu a kontrastu, podle vzorce: V = F k q, (1.3) v v + kde V v je výsledná matice po úpravě, F v je upravovaná matice, proměnná k slouží k úpravě kontrastu a proměnná q k úpravě jasu [22, 23]. Všechny snímky byly snímány jako pozitivy, protože více detekovaných rtg fotonů detektorem se zobrazovalo jako bílá a méně jako černá. U rtg filmů je to po vyvolání naopak [1]. Prováděl jsem tedy převod pozitivu na negativ podle předpisu: V v = 255 Fv, (1.4) kde V v je výsledná matice a F v je upravovaná obrazová matice (obr.3.10) [22, 23]. 46
Obrázek 3.8: Vlevo snímek pozadí pro flat field korekci (na snímcích patrný pruhovitý artefakt vzniklý poškozením detektoru - tento detektor se pro měření nepoužíval) vpravo snímek s objektem z fantomu EUROPHANTOM MAMMO Obrázek 3.9: Snímek po flat field korekci a po úpravě jasu a kontrastu. Ze snímku je vidět dobré odstranění pozadí, artefaktů a šumu Obrázek 3.10: Snímek po převodu na negativ výsledný snímek 47
3.1.2.2 První testy s nízkokontrastním fantomem Při počátečních měření jsem nastavoval maximální hodnoty napětí, proudu a nepoužíval žádnou filtraci. Prováděl jsem počáteční měření a dané objekty jsem se snažil jenom zobrazit. Snímky (objekty) jsem mohl hodnotit vizuálně (obr 3.11). Obrázek 3.11: První měření na nízkokontrastním fantomu objekty 1 a 6 Všechny objekty na fantomu jsem úspěšně pozoroval. Pro porovnání s filmovou metodou bylo třeba určit dávku. Absorbovaná dávka (D) je definována jako energie ( E) předaná ionizujícím zářením do materiálu o hmotnosti ( m ): E D, m = (1.5) kde D je dávka v gray (Gy), E je energie v (J) a m je hmotnost v (kg) [17]. Pro určení dávky absorbované ve fantomu jsem naměřil vstupní a výstupní spektra pro různé tloušťky filtrace, která uvádím v grafech 3.2, 3.3. Každé spektrum jsem měřil na 63 energetických úrovních v rozsahu 7 90 kev, kde jednotlivé úrovni odpovídal příslušný počet detekovaných fotonů. Jednotlivé úrovně měří detektor Medipix2 tak, že nastavuje energetickou hranici pro počítání jednotlivých fotonů. (tzn. získal jsem integrální spektrum). Pro výpočet diferenciálního spektra jsem vždy odečítal předchozí úroveň integrálního spektra od měřeného. Tím jsem získal odpovídající počet fotonů na určité energetické úrovni na jeden 48
pixel (graf 3.4). Pro příslušnou energetickou úroveň je počet fotonů počítán jako medián ze všech pixelů. Při výpočtu dávky jsem zohlednil detekční kvantovou účinnost detektoru (graf 2.3, 3.5). Výpočet dávky jsem realizoval podle vzorce: 63 ( E ηi ( fpi fz )) e px, m i i 1 D i = = (1.6) kde D je dávka v grayích (Gy), E i jsou energetické úrovně (ev), η i je detekční účinnost při příslušné energetické úrovni, fp i je počet fotonů před fantomem, fz i je počet fotonů za fantomem, e je převodní koeficient jednotek z ev na Joule, px je počet pixelů detektoru a m je hmotnost fantomu přepočítaná na plochu detektoru (kg) (0,0102 kg) [24]. Pro měření na obrázku 3.11 resp. 3.12 byla dávka 55,5 mgy. Tato hodnota je pro použití v mamografii nepřijatelná, je asi 20 krát větší než je běžná. Důvodem je špatný tvar spektra rtg záření. Spektrum obsahuje velké množství fotonů nízkých energií, které fantomem neprojdou, nepřispívají k tvorbě obrázku a zbytečně zvyšují dávku. 3.1.2.3 Optimalizace tvaru rtg spektra Vzhledem k tomu, že jsem nemohl volit materiál anody (wolfram), byla jediná možnost jak ovlivnit tvar spektra změnou napětí U ak a použitím filtrů (pro potlačení nízko energetické části spektra). Uskutečnil jsem řadu měření při různých hodnotách U ak a různých tloušťkách filtrů (hliník). Měřil jsem vždy objekt číslo 12 a pro každou kombinaci byl stanoven poměr signál k šumu (SNR 5 ) Pro každé vybrané napětí a příslušnou tloušťku filtru (viz tab. 3.3, 3.4, 3.5, 3.6) jsem zhotovil 60 snímků po 10 sekundách, u kterých jsem provedl součet, průměr a následně provedl flat field korekce (viz kap. 3.1.2.1). Poměr signál šum jsem určil pomocí rozdílu úrovně na pozici pozadí a úrovně na pozici objektu.tyto pozice jsou vyznačeny v obr. 3.12 jako matice M 1 [0 20, 0 20] a matice M 2 [120-140, 120-140]. V těchto maticích jsem určil střední hodnotu a s její pomocí vypočítal SNR. Dále jsem pro jednotlivá napětí a filtrace 5 Obecně je poměr SNR definován srovnáním aktuální signálové úrovně s hodnotou jeho šumu (podle[7]) 49
naměřil výstupní spektra před fantomem a po průchodu fantomem pro výpočet dávky. Měření spekter jsem realizoval pomocí programu Pixelman. M 1 M 2 Obrázek 3.12: Barevně vyznačené matice M 1 a M 2 pro určení SNR 1) Výpočet střední hodnoty, směrodatné odchylky a SNR. Pro výpočet SNR jsem použil průměr (střední hodnota). Pro výpočet směrodatné odchylky (tedy šumu) jsem použil matici M 1, protože šum v obraze je stejný. SNR jsem stanovil podle vzorce: SNR = r j= 1 M s k = 1 2 ( m M 1[ j, k ] 1 r s 1 M 1 ) 2, (1.7) kde M 2 M1 je rozdíl průměrů vybraných matic (tj. signál), m 1[j,k] jsou prvky matice M 1, M 1 je průměr jednotlivých prvků této matice a parametry r, s jsou rozměry matice M 1 [21]. 50
1000 Počet Počet fotonů fotonů [1/s] [s-1] 100 10 Al 0.0 mm Al 0.2 mm Al 0.5 mm Al 0.7 mm Al 1.0 mm Al 1.5 mm Al 1.7 mm Al 2.0 mm 1 7 8 10 12 15 18 21 24 26 29 33 37 43 53 57 70 Energie [kev] [kv] Graf 3.2: Závislost výstupních energetických spekter před fantomem na použité tloušťce hliníkové filtrace (U ak = 90 kv, I a = 111 µa) Z grafu je dobře vidět, že tloušťka filtrace značně ovlivňuje výstupní spektrum 2) Výpočet normalizovaného SNR na jednotku dávky. Normalizované SNR jsem stanovil z důvodu nalezení nejmenší dávky. Hledal jsem maximální SNR při stejné dávce pro různé filtrace a napětí U ak. Nejprve jsem stanovil koeficient převodu na jednotku dávky, podle vzorce: D n c n =, (1.8) D j kde c n je koeficient převodu (-), D n je dávka při jednotlivých měřeních (Gy) a D j je dávka zvolená, konstantní (Gy). 51
Poté jsem vypočítal normalizované SNR na jednotku dávky za předpokladu, že intenzita dávky se zvyšuje s druhou mocninou za jednotku času [16]. Tedy při zvýšení dávky n krát se SNR zvýší vzorce: n krát. Výpočet jsem realizoval podle ' SNRn SNR n =, (1.9) c n kde SNR n je normalizované SNR (-), SNR n je SNR pro jednotlivé měření (-) a c n je koeficient převodu (-). 10 9 8 7 Počet fotonů [1/s] 6 5 4 Al 0.0 mm Al 0.5 mm Al 1.5 mm 3 2 1 0 7 8 9 10 12 14 16 19 21 23 25 27 29 32 35 38 43 51 55 59 70 Energie [kev] [kv] Graf 3.3: Závislost výstupních energetických spekter za fantomem na použité tloušťce hliníkové filtrace(u ak = 90 kv, I a = 111 µa). Z grafu je dobře vidět, že použitá filtrace značně ovlivňuje výstupní spektrum 52
Počet fotonů [1/s] 900 800 700 600 500 400 300 200 100 0 7 8 10 12 15 18 21 24 26 29 33 37 43 53 57 70 Energie [kev] Graf 3.4 Čárové diferenciální vyzařovací spektrum rozdělené na 63 energetických úrovní (U ak = 90 kv, I a = 111 µa) Počet fotonů [1/s] 1000 900 800 700 600 500 400 300 200 100 0 7 8 10 12 15 18 21 24 26 29 33 37 43 53 57 70 Energie [kev] Graf 3.5: Vyzařovací spektrum přepočítané s ohledem na DQE detektoru. (U ak = 90 kv, I a = 111 µa) 53
3.1.2.4 Výsledky měření na fantomu GAMMEX RMI 156 1) Určení SNR, a dávky na objektu č. 12 při U ak = 90 kv, I a = 111 µa, vzdálenost detektor - výstup rtg 420 mm, vzdálenost detektor - fantom 105mm, detektor chlazen na 15ºC, celkový čas expozice 600 sekund (tab. 3.3). 2) Určení SNR, a dávky na objektu č. 12 při U ak = 40 kv, I a = 250 µa, vzdálenost detektor - výstup rtg 420 mm, vzdálenost detektor - fantom 105mm, detektor chlazen na 15ºC, celkový čas expozice 600 sekund (tab. 3.4). 3) Určení SNR, a dávky na objektu č. 12 při U ak = 30 kv, I a = 250 µa, vzdálenost detektor - výstup rtg 420 mm, vzdálenost detektor - fantom 105mm, detektor chlazen na 15ºC, celkový čas expozice 600 sekund (tab. 3.5). 4) Určení SNR, a dávky na objektu č. 12 při U ak = 25 kv, I a = 250 µa, vzdálenost detektor - výstup rtg 420 mm, vzdálenost detektor - fantom 105mm, detektor chlazen na 15ºC, celkový čas expozice 600 sekund (tab. 3.6). filtr Al [mm] 0,00 0,20 0,50 0,70 1,00 1,50 1,70 2,00 SNR [s -1 ] 6,75 5,37 4,41 4,40 4,14 3,41 2,72 2,10 Počet fotonů před fantomem [s -1 ] 7276 1766 1099 835 644 490 466 437 Počet fotonů za fantomem [s -1 ] 215 192 189 188 152 133 131 129 Počet fotonů absorbovaných [s -1 ] 7061 1574 910 647 492 357 304 304 Fotony absorbované fantomem [%] 97,05 89,13 82,80 77,49 76,40 72,86 69,57 69,57 Dávka ve fantomu [mgy] 55,50 36,90 31,60 27,30 25,10 20,60 18,70 15,60 Tabulka 3.3: Výsledky měření pro různé filtrace při 90 kv filtr Al [mm] 0,00 0,20 0,50 0,70 1,00 1,50 1,70 2,00 SNR [s -1 ] 8,11 6,20 5,70 5,80 4,90 4,10 3,00 1,80 Počet fotonů před fantomem [s -1 ] 7172 1556 846 645 505 378 249 126 Počet fotonů za fantomem [s -1 ] 122 120 101 81 76 63 45 28 Počet fotonů absorbovaných [s -1 ] 7050 1436 745 564 429 315 204 97 Fotony absorbované fantomem [%] 98,30 92,29 88,06 87,44 84,95 83,33 81,93 76,98 Dávka ve fantomu [mgy] 51,20 28,70 21,80 17,30 14,20 10,80 9,60 8,30 Tabulka 3.4: Výsledky měření pro různé filtrace při 40 kv 54
filtr Al [mm] 0,00 0,20 0,50 0,70 1,00 1,50 1,70 2,00 SNR [s -1 ] 7,32 4,80 4,61 4,14 3,75 3,09 2,05 1,01 Počet fotonů před fantomem [s -1 ] 5397 1117 550 390 245 140 96 50 Počet fotonů za fantomem [s -1 ] 51 39 33 27 22 16 15 11 Počet fotonů absorbovaných [s -1 ] 5346 1078 517 363 223 124 81 39 Fotony absorbované fantomem [%] 99,06 96,51 94,00 93,08 91,02 88,57 84,38 78,00 Dávka ve fantomu [mgy] 24,50 10,80 7,40 6,90 5,20 3,30 3,10 2,40 Tabulka 3.5: Výsledky měření pro různé filtrace při 30 kv filtr Al [mm] 0,00 0,20 0,50 0,70 1,00 1,50 1,70 2,00 SNR [s -1 ] 6,54 4,21 3,56 3,34 2,50 2,04 1,30 0,62 Počet fotonů před fantomem [s -1 ] 3999 769 357 239 140 71 56 43 Počet fotonů za fantomem [s -1 ] 24 17 13 12 9 7 6 5 Počet fotonů absorbovaných [s -1 ] 3975 752 344 227 131 64 50 38 Fotony absorbované fantomem [%] 99,40 97,79 96,36 94,98 93,57 90,14 89,29 88,37 Dávka ve fantomu [mgy] 16,40 6,20 3,90 3,40 2,20 1,30 1,10 0,90 Tabulka 3.6: Výsledky měření pro různé filtrace při 25 kv 5) Určení normalizovaného SNR při jednotkové dávce 2 mgy. Tato dávka je obvyklá při mamografickém vyšetření [24].Z tabulky 3.7 resp. grafu 3.6 je vidět, že nejlepší úrovně SNR je dosaženo při Al filtraci 0,7 až 1,5 mm a U ak = 25 kv, maximum je vyznačeno červeně. V tabulce 3.8 uvádím obrácený přepočet, při SNR =3,0 (tato hodnota SNR postačuje pro dobré rozeznání objektů) je dosaženo nejnižší dávky 2,74 mgy Al [mm] 0.00 0.20 0.50 0.70 1.00 1.50 1.70 2.00 SNR' při 25 kev 2.28 2.39 2.55 2.56 2.38 2.53 1.75 0.93 SNR' při 30 kev 2.09 2.07 2.40 2.23 2.33 2.41 2.00 0.92 SNR' při 40 kev 1.60 1.64 1.73 1.97 1.84 1.76 1.37 0.88 SNR' při 90 kev 1.28 1.25 1.11 1.19 1.17 1.06 0.89 0.75 Tabulka 3.7: Normalizované SNR pro uvedená napětí a filtrace při dávce 2 mgy Al [mm] 0.00 0.20 0.50 0.70 1.00 1.50 1.70 2.00 Dávka při 25 kev 3.45 3.15 2.77 2.74 3.17 2.81 5.86 20.60 Dávka při 30 kev 4.12 4.22 3.13 3.62 3.33 3.11 4.50 21.17 Dávka při 40 kev 7.01 6.72 6.04 4.63 5.32 5.78 9.60 23.06 Dávka při 90 kev 10.96 11.52 14.62 12.69 13.18 15.94 22.75 31.84 Tabulka 3.8: Normalizovaná dávka při SNR 3.0, nejmenší dávky je dosaženo při 25 kv a filtraci 0,70 mm 55
3.00 2.50 SNR [-] 2.00 1.50 1.00 25 kev 30 kev 40 kev 90 kev 0.50 0.00 0.00 0.20 0.50 0.70 1.00 1.50 1.70 2.00 Tloušťka filtrace Al [mm] Graf 3.6: Závislost SNR na tloušťce filtrace pro jednotkovou dávku 2 mgy. Z grafu je zřejmé, že maximálních SNR je dosaženo při energiích 25 kev a 30 kev. 3.1.2.5 Zobrazení objektů obsažených ve fantomu GAMMEX RMI 156 Pro zobrazení jednotlivých objektů (tab. 3.2) jsem nastavil vzdálenost rentgen - fantom - detektor jako v ostatních případech (kap. 3.1.2.4), postup zpracování jednotlivých snímků uvádím v kapitole 3.1.2.1. Dále jsem nastavil U ak na 25 kv, I a na 250 µa, filtraci Al na 0,7 mm, čas měření pro jeden objekt 30 snímků po 10 sekundách, odpovídá dávce 2 mgy a SNR 2,56 (kap. 3.1.2.3). 1) Objekt číslo 1 Snímky jsou zvětšené cca 1,13 x z důvodu rozmístění měřící aparatury. Některé objekty jsou snímkovány i se zvětšením. Zvětšení je 1,3. To je tak velké, že dané objekty se nemohly zobrazit celé. 56
Objekt číslo jedna imituje žílu s průměrem 1,56 mm (obr. 3.13). Obrázek 3.13: Objekt dobře rozpoznatelný, vpravo snímkováno se zvětšením 2) Objekt číslo 6 Objekt číslo 6 imituje žílu s průměrem 0,40 mm (obr. 3.14). Jedná se o nejmenší žílu obsaženou ve fantomu s celkového počtu 6, tím můžeme předpokládat zobrazení zbývajících 4 větších. Podle výrobce fantomu mají být detekovány nejméně 4 žíly [18], detektor vyhovuje požadavkům na zobrazení. Obrázek 3.14: Objekt dobře rozpoznatelný až po zvětšení, vpravo snímkován se zvětšením, vyznačen šipkami 57
3) Objekt číslo 7 Zobrazení kalcifikacích na obrázku 3.15 o průměru cca. 0,54 mm Obrázek 3.17: Objekt dobře rozpoznatelný, pro velikosti objektu a malou plochu detektoru nelze zobrazit všechny kalcifikace 4) Objekt číslo 9 Podle předem vytyčeného cíle jsem chtěl dosáhnout zobrazení co nejmenšího objektu, pro kalcifikaci tedy objektu číslo 11.Pro velký šum jsem mohl rozpoznat pouze objekt číslo 9. Zobrazení kalcifikací o průměru cca 0,32 mm (obr. 3.16). Požadavek na zobrazení jsou 3 kalcifikace, detektor vyhovuje požadavkům (pozn.: předpokládám zobrazení kalcifikace číslo 8, která je větší než kalcifikace číslo 9). Obrázek 3.16: Z obrázku je vidět, že kalcifikace jsou dobře rozpoznatelné 58
5) Objekt číslo 12 Objekt číslo 12 imituje tumorovou masu o tloušťce 2 mm (obr3.17). Obrázek 3.17: Tumorová masa je na snímku dobře rozpoznatelná 6) Objekt číslo 16 Objekt číslo 16 imituje tumorovou masu o tloušťce 0,25 mm (obr 3.18). Požadavek na zobrazení jsou 3 tumorové masy, byla zobrazena nejmenší, detektor vyhovuje. Obrázek 3.18: Z obrázku je vidět, že tumorová masa (označená šipkou) je dobře rozpoznatelná. Patrný kruhovitý artefakt vyznačený tečkovaně. 59
3.1.2.6 Snímek fantomu GAMMEX RMI 156 pořízený filmovou metodou Snímek fantomu Gammex 156 RMI byl pořízen na mamografický film (podmínky měření v kapitole 3.2.2) a následně naskenován. Jednotlivé objekty na filmu jsou méně rozpoznatelné než u předchozího snímkování pomocí detektoru Medipix2. Pro orientaci doporučuji srovnání podle obrázku 3.7. Z obrázku 3.19 je dobře patrná imitaci žíly pro objekty číslo 1 4, kalcifikace pro objekty 7-9, tumorové masy 12 14.. Obrázek 3.19: Naskenovaný mamografický snímek fantomu, červeně označeny žíly, zeleně kalcifikace a žlutě tumorové masy. 60
3.1.3 Postup měření na vysokokontrastním fantomu Europhantom MAMMO Reálná velikost fantomu je cca je 180 x 240 mm. Vysokokontrastní pomůcka o rozměrech cca 30 x 30 mm je umístěna v levé části fantomu. Na začátku měření jsem musel nastavit fantom tak, abych nalezl počáteční pozici této pomůcky. Měření jsem prováděl za podmínek uvedených v kapitole 3.1.2.4. 3.1.3.1 Zobrazení vysokokontrastní pomůcky Na obrázku 3.20, 3.21, 3.22 uvádím vyobrazení vysokokontrastní pomůcky obsažené ve fantomu Europhantom MAMMO. Kvůli velikosti pomůcky resp. detektoru jsem pořídil 4 snímky, tedy jsem ji rozdělil na 4 části. Z obrázku je vidět, že prostorová rozlišovací schopnost detektoru Medipix2 je maximálně 8-10 lp/mm, pak dochází k překrývání jednotlivých čar (tzv. aliasing). Pomůcku zobrazenou filmovou metodou neuvádím, protože se na mamografickém filmu prostorový kmitočet hodnotí pomocí negatoskopu a lupy [17]. Experimentálně jsem ověřil, že u zobrazení pomůcky na mamografický film je dosahováno prostorového kmitočtu 15-17 lp/mm. Obrázek 3.20: Snímek dolní části pomůcky, rozeznatelný počet párů čar na mm je 8 až 12 61
Obrázek 3.21: Snímky vk. pomůcky rozdělené na 4 části Obrázek 3.22: Zobrazení vk. pomůcky nasnímané v jiných pozicích 62
3.2 Měření provedená s fantomy na RDG klinikách Při těchto měřeních jsem se nejprve musel seznámit s ovládáním mamografického zařízení. A to zejména s nastavováním pracovních režimů expozice (automat, poloautomat, manuál), s ovládáním komprese a vkládáním mamografických kazet pod Bucky clonu. Měření na klinikách by nebylo možno provést, kdyby pracovníci ÚTEF nevytvořili speciální počítačové USB rozhraní k detektoru Medipix2. Přes toto USB rozhraní je možné propojit detektor s kterýmkoliv počítačem vybaveném USB portem a na něm vyhodnocovat jednotlivá měření. Bohužel toto rozhraní bylo uvedeno do provozu v červenci 2005 a do současné doby nepracuje zcela bez chyb. Převezení původní měřící aparatury na RDG kliniku z ÚTEF bylo z hlediska její velikosti nerealizovatelné. 3.2.1 Měření na RDG klinice 1. lf UK a VFN Měření jsem prováděl na konvečním mamografu DIAMOND. Použil jsem nízkokontrastní fantom GAMMEX RMI 156. Při měření jsem postupoval tak, že jsem detektor lehce stlačil kompresní deskou a na ni položil fantom (obr. 5.6). Umístění detektoru do prostoru pro mamografickou kazetu nebylo možné. Před každou expozicí jsem musel vložit do stolku s Bucky clonou prázdnou kazetu. Přístroj tedy neprováděl expozice bez vložené kazety, a tato ochranná funkce se nedala vypnout. Zasunutí kazety přístroj prováděl automaticky. Automatické vysunutí proběhlo po ukončení expozice. Bohužel tento děj, pravděpodobně z důvodu magnetické indukce, způsoboval velmi často problémy v komunikaci mezi počítačem a detektorem. Měření nebylo na tomto mamografu technicky realizovatelné. 3.2.2 Měření na RDG klinice 1. lf UK a IPVZ FN Na Bulovce Na této klinice jsem měření prováděl na konvečním mamografu GE SENOGRAPHE DMR+. Tento mamograf má manuální vkládání kazet a funkce kontroly vložené kazety se může ukončit. 63
Pro lepší výsledky měření, kvůli rozptylu rtg záření, jsem detektor umístil do vyřazené mamografické kazety o rozměru 18 x 24 cm. Kazetu jsem pro umístění detektoru vhodně upravil (obr. 3.23, 3.24). Obrázek 3.23: Upravená vyřazená mamografická kazeta pro umístění detektoru Medipix2. Medipix2 je v levé polovině otevřené kazety Obrázek 3.24: Zavřená mamografická kazeta s detektorem 64
3.2.2.1 Měření na vysokokontrastní pomůcce firmy Cirs Pro měření jsem nastavil manuální režim expozice, U ak na 28 kv, součin proudu a času expozice na 50 mas. Kazetu s detektorem jsem umístil do stolku s Bucky clonou.vysokokontrastní pomůcku jsem umístil na PMMA vrstvu o tloušťce 40 mm, tak aby byla ve stejném místě jako poloha detektoru v kazetě, nastavil kompresi na 50 N a provedl jsem expozici ve směru rovnoběžném a kolmém k ose rentgenky (nastavení hodnot podle [17]). Provedl jsem dva snímky bez flat field korekce (obr. 3.25, 3.26). Prostorové rozlišení v obou směrech je maximálně 8-10 lp/mm. Obrázek 3.25: Vk. pomůcka zobrazena ve směru kolmém na osu rentgenky, max. rozlišení 8 10 lp/mm 65
Obrázek 3.26: Vk. pomůcka zobrazena ve směru rovnoběžném na osu rentgenky, max. rozlišení 8 10 lp/mm 3.2.2.2 Měření na fantomu GAMMEX RMI 156 Hodnoty expozice a komprese jsem nastavil jako v předchozí kapitole 3.2.2.1. Kazetu jsem opět umístil pod Bucky clonu. Zajištění správné polohy fantomu oproti ploše detektoru, a tím správné zobrazení jednotlivých objektů jsem realizoval pomocí milimetrového papíru, na kterém jsem si vytvořil mapu poloh fantomu pro jednotlivé objekty. 66
U jednotlivých objektů jsem nemohl provést flat field korekci, neboť při jejím snímání došlo k chybě, která byla zjištěna až při následném zpracování dat a měření nebylo možné již opakovat. Jednotlivé snímky (objekty) proto nejsou dobré kvality, některé uvádím na obr. 3.27. Zhoršená kvalita snímků mohla být způsobena také např. nemožností stabilizovat teplotu detektoru umístěného v kazetě. Obrázek 3.27: Objekty 1 a 7 jsou zobrazeny v horní části obrázku, objekty 12 a 14 v dolní části (z leva). Méně rozeznatelné objekty označeny šipkami resp. čerchovaně. 67
4 Závěr 4.1 Zhodnocení měření v ÚTEF ČVUT Měření prováděná na nízkokontrastním a vysokokontrastním fantomu v ÚTEF ČVUT pomocí rtg záření a detektoru Medipix2 byla časově náročná. Cílem práce bylo zjistit možnosti použití detektoru v digitální rtg mamografii, a to nejen z hlediska kvality zobrazení, ale i dávky. Z výsledků měření na nízkokontrastním fantomu GAMMEX RMI 156 vyplývá, že detektor je schopen zobrazit všechny objekty, které jsou nutné pro správnou činnost mamografického zařízení. Z výpočtu absorbované dávky je vidět, že detektor splňuje i tuto podmínku. Dávka je shodná jako u filmové mamografie. Zmenšení dávky by bylo možno dosáhnout použitím vhodnějšího materiálu rentgenky a filtru (lépe vytvarovat spektrum rtg záření) a také použitím jiného polovodiče detektoru s vyšší účinností např. GaAs, CdTe. Z měření na vysokokontrastním fantomu Europhantom MAMMO je zřejmé, že detektor poskytuje maximální prostorové rozlišení 8 až 12 párů čar na mm. Pro screening v mamografii je požadováno nejméně 15 párů čar na mm. Této podmínce detektor vyhoví při použití zvětšení (tj. umístění snímaného objektu alespoň o 20% dále od detektoru). 4.2 Zhodnocení měření na RDG klinikách Z měření na vysokokontrastním fantomu Cirs je vidět, že maximální prostorové rozlišení je 8 10 párů čar na mm. Důvodem nižšího rozlišení je větší ohnisko rentgenky a selhání flat field korekce Objekty zobrazené z nízkokontrastního fantomu GAMMEX RMI 156 nejsou stejné kvality jako pořízené v ÚTEF ČVUT. Nedostačující kvalita snímků byla způsobena selháním flat field korekce, nemožností tepelně stabilizovat detektor a také tím, že vyzařovací spektrum rtg záření, které je určené pro filmovou mamografii, nemusí být úplně vhodné pro detektor Medipix2 s křemíkovým senzorem. 68
4.3 Celkové zhodnocení Pro dokončení experimentů by bylo třeba provést doplňující měření pro rentgenky a filtry jiných materiálů a dokončit srovnávací měření na konvečním mamografickém zařízení. Po těchto výsledcích, bude možno kvalifikovaně rozhodnout zda je detektor možno použít k zobrazování v rtg mamografii. V rámci možností jsem splnil všechny body uvedené v zadání. Srovnávací měření na RDG klinikách nebylo možné dokončit z hlediska časové náročnosti vývoje USB komunikace, elektroniky a software k detektoru Medipix2. 69
5 Literatura [1] Jan Daneš a kolektiv. Základy mamografie. 1. vyd. Praha: Nakladatelství X Egem, s. r. o., 2002, s. 7-34., ISBN 80-7199-062-0. [2] J. Svatoš. Zobrazovací systémy v lékařství. 2. vyd. Praha: Vydavatelství ČVUT, 1998. [3] Sylvia H. Heywang-Köbrunner, D. David Dershaw, Ingrid Schreer. Diagnostic Breast Imaging 2. vyd. New York: Nakladatelství Thieme, 2001, s. 14 41, ISBN 0-58890- 033-9. [4] R. Bird, T. Wallace,B. Yankars: Analysis of cancers missed at screening mammography. Radiology, 1992, 184:613. [5] Počítačová prezentace: Mr. Timo Ihamäki. Diamond FFDM system. 1. vyd. Praha: AURA Medical, 2003. [6] Počítačová prezentace: P. Zavadil. CR Computed Radiography. 1. verze Praha: AURA Medical, 2003. [7] A. Drastich. Netelevizní zobrazovací sytémy. 1. vyd. Brno: Vydavatelství VUT, 2001. s. 150-173, ISBN 80-214-1974-1. [8] Počítačová prezentace: P. Zavadil. Go digital odborný seminář pořádaný společností AURA Medical. 1. verze Praha: AURA Medical, 2003. [9] Internetové stránky: Medipix2 a Single Photon Counting Chip to Improve X-Ray and Gamma-Ray Imaging [Švýcarsko]. Dostupné z http://medipix.web.cern.ch/medipix/ [citováno 26. července. 2005]. [10] A. Fornaini. X-ray imaging and redout of a TPC with the Medipix CMOS ASIC. 1. vyd. Holandsko: Univerzita Twente, 2005, s. 35-90, ISBN 90-365-2203-X. [11] J. Jakůbek, D. Vavřík, S. Pospíšil, J. Uher, Nucl. Instr. and Meth. A 546 (2005) 113-117. [12] C. Granja, J. Jakůbek, V. Linhart, M. Cevallos, J. Krug. Dental Implant Imaging with Pixel Detectors. Proceedings of Medical Imagin Conference IEEE 2004, publikováno na CD-ROM, 16. - 22. října 2004, Řím, Itálie. [13] V.Kovář, M. Glatzner, J. Krpálek M: Některé fyzikálně technické aspekty digitální mamografie. Čes. Radiologie, 2004, roč. 58, č. 4, s. 235 241. [14] K.-F.G. Pfeiffer, J. Giersch, G. Anton, Nucl. Instr. and Meth. A 531 (2004) 246-250. 70
[15] U. Stöhr, A. Zwegwr, J Ludwig, M. Fiederle: Interpretation and Measurements of the DQE of Medipix2 System. Physikalisches Institut, Albert-Ludwigs-Univesität Freiburg, Německo, 2005. [16] Z. Prouza a kolektiv: Radiační ochrana Zobrazovací proces v mamografii. Praha: SÚJB, 2000, s. 5 20. [17] V. Kovář, M. Glatzner: Zkoušky provozní stálosti mamografického rtg zařízení. 6. verze, Brno: 2002, s. 10-39. [18] Informační prospekt: Mammographic Accreditation Phantom Gammex 156. Middleton, Spojené státy americké: Gammex RMI, 2002. [19] Informační prospekt: Single Exposure High Contrast Resolution Phantom. Norfolk, Virginia, Spojené státy americké: Cirs, 2005. [20] Informační prospekt: Pehamed Europhantom mammo. Sulzbach, Německo: Pehamed, 2001. [21] H. J. Bartsch: Matematické vzorce. 2. vyd.praha: SNTL, 1987, s. 180-198, s. 745-747. [22] Š. Svačina, P. Kasal a kolektiv: Lékařská informatika: 1. vyd. Praha: Nakladadatelství Karolinum, 1998, s. 289-323, ISBN 80-7184-594-9. [23] M. Klíma, M. Bernas, J. Hozman, P. Dvořák: Zpracování obrazové informace. 1. vyd. Praha: Vydavatelství ČVUT, 1999, s. 1 18, ISBN 80-01-01496-3. [24] P. Šmoranc: Rentgenová technika v lékařství. 1. vyd. Pardubice: SPŠE a VOŠ Pardubice, 2004, s. 5-36, ISBN 80-85438-19-4. 71
6 Přílohy 6.1 Fotografická dokumentace Obrázek 6.1: Fotografické vyobrazení měřící aparatury a stíněné skříně v ÚTEF ČVUT. Vlevo ovládací a měřící PC, na skříni ovládání rentgenu a dole vpravo chladicí zařízení 72
Obrázek 6.2: Pohled dovnitř stíněné skříně. Vlevo rentgen (zelená šipka), uprostřed posuvný stolek s fantomem Gammex RMI 156 (červená šipka) a vpravo detektor Medipix2 (žlutá šipka) Obrázek 6.3: Rentgen Hamamatsu s výstupním beryliovým okénkem (vyznačeno červenou šipkou) a způsob vyřešení Al filtrace (žlutá šipka) 73
Obrázek 6.4: Měření na fantomu Europhantom Mammo v ÚTEF ČVUT, v levé části fantomu speciální pomůcka pro měření prostorové frekvence (vyznačeno žlutou šipka) Obrázek 6.5: První experimenty s fantomem Gammex RMI 156 na RDG klinice 1.lf UK a VFN 74
Obrázek 6.6: Způsob uchycení detektoru Medipix2 pod kompresní desku při prvním měření na mamografickém zařízení Obrázek 6.9: Měření prováděné na vk. pomůcce na RDG klinice 1. lf UK a IPVZ FN Na Bulovce. Mamografická kazeta s detektorem je umístěná pod Bucky clonou 75