Digital detektorteknologi med anvendelser

Transkript

1 Digital detektorteknologi med anvendelser Forelesning ved universitetskurset: Radiologiske modaliteter fysikk, teknologi, biologi og strålehygiene August 2009 Arne Skretting Medisinsk fysiker Oslo Universitetssykehus HF Innledning Digital radiografi innebærer at man benytter seg av apparatur som produserer et digitalt bilde i en datamaskin. Det er mulig å digitalisere røntgenfilm, men vi ser bort fra denne teknikken når vi snakker om digital radiografi (som jo betegner selve bildedannelsen). Derfor kan man godt definere digital radiografi til å være bildetaking uten bruk av film. Dette betyr at man benytter detektorer (bildereseptorer) som gjør om strålingsintensitet i småområder, kalt bilde-elementer (pixels), til heltall og lagrer disse på en ordnet måte i datamaskinen. I utviklingsfronten ser man bildereseptorer som teller enkeltfotoner i hvert pixel. I alle andre apparater går man på et eller annet trinn veien om den strøm eller ladning som genereres i hvert bilde-element. I sin tur gjøres disse signalene om til elektrisk spenningssignaler. Disse gjøres så om til heltall før de lagres inn i datamaskinen. I dette sammendraget skal vi gi en oversikt over disse teknikkene, og også gi litt innsikt i hvilke faktorer ved disse detektorene som virker inn på bildekvaliteten. Analoge versus digitale størrelser, digitalisering, tallsystem Eksempler på analoge størrelser er spenning, ladning, magnetfelt, lysstyrke etc. Analoge størrelser kan i prinsippet anta alle mulige verdier på en sammenhengende skala. Idet vi måler dem i et eller annet målsystem og setter at tall for deres størrelse, vil det være antall siffer (også etter komma i et desimaltall) som definerer hvor nøye vi har målt dem. Når våre instrumenter skal gjøre de analoge størrelsene om til digitale størrelser, betyr det nesten alltid at man går veien om en elektrisk spenning. Man omgjør altså den aktuelle størrelsen til en spenning som er proporsjonal med den analoge størrelsen (det analoge signalet) man skal måle. Den elektriske kretsen som står for denne digitaliseringen kalles for en analog-tildigital omvandler (engelsk analogue to digital converter, ADC). ADC-er (og datamaskiner) benytter seg av et binært tallsystem (totallssystem). På samme måte som i vårt vanlige titalls-system bestemmer sifferets plass (regnet bakfra) hvilken verdi det representerer. I totalls-systemet har vi bare to mulige siffer: 0 og 1. Regnet bakfra representerer disse sifrene 1-er plassen, 2-er plassen, 4-er plassen, 8-er plassen o. s. v. Tallet 1011 har altså verdien 1 + 1x2 + 0x4 + 1x8 (= 11 i vårt vanlige desimalsystem). Disse sifferne kalles biter (bits). Det maksimale antall binærsiffer (bits) som en ADC kan danne, bestemmer hvor stor den maksimale verdien er. En 8-biters ADC vil kunne f eks maksimalt kunne gi et tall hvor alle bitene er lik 1 eller 2 8 1=255. Et tall som har åtte binære siffer kalles en byte. Det finnes flere slags ADC, og en av disse er vist i figur 1. Vi skal forklare virkemåten for denne fordi den samtidig illustrerer hvordan man bygger opp et binært tall som representerer signalet med stadig økende antall siffer. 1

2 Her vil vi digitalisere et signal V, og fanger signalets verdi og fastholder denne. Vi antar at inn-signalet er begrenset til området 0 til V topp. Denne typen ADC prøver seg fram: først velges en signalstyrke V topp /2 og man avgjør om denne spenningen er større eller mindre enn V. Dersom den er mindre enn V, økes testspenningen med V topp /4, og man gjentar testen igjen. Neste gang vil endringen av testspenningen være V topp /8 o s v. Vi ser av figuren at vi får en stadig nøyaktigere bestemmelse av signalet, og at det tilhørende binære tall får stadig flere siffer Figur 1. Virkemåte for en analog til digital-omvandler. Den brede streken representere testspenningens utvikling. Den stiplede linjen er innspenningen som skal gjøres om til heltall. Tidsaksen løper fra venstre mot høyre. Tallene under diagrammet er de binære verdiene som representerer innspenningen V. Vi ser at med en 4 biters digitalisering blir det digitale tallet 11 på en skala som strekker seg fra 0 til 16 ADC-er er ekstremt raske komponenter og kan digitalisere og sende videre (som digitale tall) flere hundre tusen ulike spenningsnivåer per sekund. Digitale bilder I et digitalt bilde har hvert bilde-element en adresse (i,j) og en intensitet i dette punktet som er gitt ved det digitale tallet I(i,j). Adressene (i,j) kalles også bilde-elementets koordinater. Vi kan forstille oss at datamaskinens hukommelse er ordnet som et todimensjonalt gitter av bildepunkter. Hvert gitterpunkt svarer til en lagercelle hvor det er plass til å lagre inn et tall. Digitale bilder kan lagres på alle de lagringsmedia som finnes for en datamaskin: disk, diskett, CD etc. Datamaskinen kan vise et bilde på en skjerm ved at heltallene etter tur gjøres om til spenninger (digital til analog omvandling) og legges på skjermens intensitetsinngang. 2

3 Detektorer for bildedannelse med røntgenstråling Den tradisjonelle detektoren for røntgenstråling har vært røntgenfilm. Røntgenfilm er relativt lite følsom for røntgenstråling, og man har derfor for de fleste anvendelser brukt røntgenfilm i kombinasjon med forsterkerfolier (engelsk screens (skjermer)) som omdanner røntgenstråling til synlig lys. Svertningen på røntgenfilmen skriver seg i hovedsak fra dette synlige lyset. Film-folie-systemer er tema for andre bidrag til modalitetskurset, men her skal vi bare nevne noen egenskaper ved folie-film-systemene som dels skiller dem fra digitale bildedannende systemer, dels har viktige fysiske prinsipper til felles med disse. Røntgenfilm inneholder små sølvbromidkorn. Disse kornene vil ved en eksponering kunne aktiveres på en slik måte at det dannes metallisk sølv når filmen framkalles. Antallet svertede korn øker med økende stråledose, men vil tilslutt nå et metningspunkt hvor det ikke er mulig å sverte filmen mer. Digitale detektorer har i de fleste tilfeller ikke slike metningsbegrensninger. Felles for røntgen-film-kassetter og digitale detektorer er i mange tilfelle at man konverterer eneergien i hvert røntgenfoton som vekselvirker med detektoren til synlig lys enten i form av øyeblikkelig utsendelse av lys (scintillasjoner, fluorescens) eller i form av forsinket og stimulert lysutsendelse (fosforescens fra storage phosphors, bildeplater, også kalt computed radiography, CR). Som vi skal se finnes det også detektorer hvor man ikke går veien om synlig lys, men konverterer (omdanner) den energien som avgis i vekselvirkningen direkte til en ladning (en analog størrelse) som deretter gjøres om til en digital verdi. Fundamentale prinsipper, teknikker og matematikk Fosforesens og fluoreserens I fluorescerende materialer vil absorpsjon av strålingsenergi føre til umiddelbar lysutsendelse, mens man ved fosforescens får lysutsendelsen med forsinkelse. Fosforescens må oftest stimuleres med energi-tilførsel. Termoluminiscens-dosimetre og bildeplater anvender fosforescens, mens scintillasjonskamera, bildeforsterkere, forsterkerfolier, bildeskjermer og kombinerte scintillator/halvleder-detektorer anvender fluorescens. Luminiscens, forforescens og fluorescens I moderne fysikk kalles den stråling man får fra kalde legemer (kan også gjelde gass) etter at disse er tilført energi for luminiscens. Det er viktig å ha klart for seg at det ikke er varmestråling fra et varmt legeme man her snakker om, men lys-stråling fra fargesentre inne i materialet. Vi skal ikke her gå nærmere inn på de fysiske prinsippene bak fluorscens, men det er viktig å kjenne til fenomenet stimulert emisjon. Nedenfor (figur 2) er vist en skjematisk skisse av energi-nivåene til elektroner inne i et materiale som kan gi luminiscens i form av fosforesens. Nederst finner vi elektroner som er fast bundet til atomkjernene (valenselektroner), øverst finner vi elektroner som er fri til å bevege seg (ledningselektroner). 3

4 Elektronenergi Laser-lys Elektronfelle Ledningsbånd Rtg.foton Synlig lys Fargesenter Eu 2+ -Eu 3+ Valensbånd Eksitasjon Fig. 2: Energi-nivåer (vertikalt økende) for elektroner inne i en bildeplate. Figuren viser også hvordan elektroner kan eksiteres fra valensbåndet opp i ledningsbåndet og hvordan de kan fanges i elektronfeller. Dersom man så belyser med rødt lys fra en laser, kan elektronene frigjøres fra fellene og idet de returnerer til fargesentrene vil det sendes ut synlig lys. Luminiscens fås når en ytre energi-tilførsel (i vår sammenheng vanligvis et foton eller et elektron) eksiterer (gir mer energi til) elektroner fra valensbåndet opp til ledningsbåndet. Ved fluorescens vil disse elektronene falle tilbake til valensbåndet etter meget kort tid (størrelsesorden mikrosekunder) og energiforskjellen stråles ut i form av lys (vanligvis i det synlige området). Hos en spesiell gruppe av halvledere bariumfluorhalogenider har man oppnådd forforesencens ved å tilsette små mengder av elementet europeum (Eu). Disse har elektronene sine plassert i det forbudte energi-båndet mellom valenselektronene og ledningselektronene. Når disse elektronene eksiteres, vil man forandre Eu-valensen fra toverdig til treverdig. I dette materiale finnes det også såkalte elektron-feller: Elektroner som eksiteres vil ikke falle tilbake til valensbåndet, men bli sittende fast ved en energi nær ledningsbåndet. Her kan de bli sittende i dagevis (men gradvis minske i antall). Det er dette prinsippet som utnyttes i bildeplater. Elektronene kan frigjøres fra sine feller ved å rette en tynn stråle av rødt laser-lys mot et punkt på bildeplaten. I dette punktet vil elektroner så eksiteres opp i ledningsbåndet, og noen av dem vil så falle tilbake til fargesenteret eller luminiscens-senteret hvor de vil redusere europeum til den toverdige valensen igjen. Elektronenes energitap i denne prosessen vil så sendes ut som blå-grønt synlig lys (med en kortere bølgelengde enn det røde lyset fra laseren). 4

5 Det antallet elektroner som lokalt (i et lite område på bildeplaten) fanges i elektronfeller er proporsjonalt med den stråledose som er absorbert i bildeplaten, d v s proporsjonal med intensiteten i den røntgenstråling som har gått gjennom kroppen. Ved utlesning av platen ved hjelp av laser-lys (mer om dette senere) vil også intensiteten av det blågrønne lyset fra et punkt være proporsjonal med absorbert stråledose fra den røntgenstrålingen som traff dette punktet. Merk at betraktningene av elektronenergier og den stimulerte lysutsendelsen gjelder for svært små lokale områder på bildeplaten. Elektronfellene er lokale og de eksterte elektronene vandrer (selv om de altså går innom ledningsbåndet) ikke til elektronfeller utenfor det betraktede området. Halvledere Halvledere er som navnet sier, noe midt mellom en leder og en isolator. Om man ordner energiene på alle de elektronene som finnes inne i en halvleder etter stigende elektron-energi, vil man finne at et stort energi-område er tomt. Bare de elektronene som har høye energier er frie nok til å bevege seg gjennom halvlederen og altså utgjøre en strøm. Ved å forurense halvlederen med meget lave konsentrasjoner (1 av hundre millioner er fremmedatomer) av ulike ioner (med ett mer (donor) eller et mindre elektron (akseptor) i valensskallet), endres dette (elektronenergi-)bildet, og en gruppe elektroner finnes plutselig innenfor det energibåndet som før var tomt. Men slik forurensning (doping) kan også introdusere en mangel på elektron i dette båndet, og dette kalles et hull. Både elektroner og hull kan i visse tilfeller bevege seg (nesten som elektroner og positive ioner ved ionisering av en gass) og forårsake en strøm i en ytre krets som er tilkoplet detektoren. Den ladningen som dannes lokalt i et lite område av detektoren ved slik vandring av elektroner og hull i et elektrisk felt kan samles i en bitte liten lokal kondensator og deretter gjøres om til et digitalt signal (mer om dette senere). Den vanligst brukte halvlederen er silisium (Si). Den forekommer i en rekke elektroniske komponenter: dioder, transistorer, logiske kretser, prosessorer for datamaskiner, datalager etc. Selen (Se) kan anta en spesiell struktur som kalles grått selen. Denne er en halvleder. Se- er interessant som materiale for digital radiografi fordi det har et mye høyere atomnummer enn Si og den er derfor en langt mer effektiv absorbator for stråling. Det eksperimenteres også med andre halvledermateraialer for digital radiografi, eksempelvis CdTe Kadmiumtellurid) og HgI (kvikksølvjodid), GaAr (galliumarsenid) Halvledere som detektorer En halvlederdiode består av to lag med ulike slag halvleder, med overskudd av henholdsvis donorer og akseptorer (p- og n-type). Denne kan lede strøm bare i en retning. (fra p-type til n- type). En detektor av Si er bygget opp med en elektrode koplet til p-laget som vanligvis er tykkere enn n-laget. Legger man en positiv spenning på elektroden, vil det ikke kunne gå strøm, men det bygges opp et spenningsfall inne i detektoren (i et såkalt deplesjonslag). Når en slik diode treffes av ladede partikler eller fotoner (som i sin tur frigjør elektroner) vil det i deplesjonslaget produseres elektron-hull- par i et antall som svarer til den avsatte energien. Disse vil vandre i hver sin retning i det ytre elektriske feltet, og resultatet blir at man i en ytre krets registrer en strøm. Men den ladningen som dannes kan også som nevnt ovenfor samles opp i en liten lokal kondensator. 5

6 CCD- brikker. CCD står for charge coupled devices. Vi skal ikke gå i detalj inn på konstruksjon og virkemåte for slike elementer. De er bygget opp med basis i en p-type silisium-brikke og et todimensjonalt nettverk av elektroder (bilde-elementer) som er isolert fra den store brikken med silisiumoksyd. Når den store brikken bestråles med synlig lys, vil disse som forklart ovenfor føre til eksitasjoner (egentlig fra valensbånd til ledningsbånd, men slik spenningene på elektrodene er valgt, vil disse elektronene lagres lokalt like under elektrodene, mens hullene støtes vekk). Etter at detektoren er utsatt for synlig lys (med en lysfordeling over detektorflaten som i vårt tilfelle svarer til intensitetsfordelingen av røntgenstråling), vil disse elektrodene (bilde-elementene) hver inneholde et antall elektroner som er proporsjonalt med den lysintensiteten som traff bilde-elementen. Ved hjelp av en spesiell teknikk kan ladningene i en og samme vertikale bildekolonne samtidig flyttes over til nabokolonnen De elektriske ladningene som ankommer den siste bildekolonnen blir så omgjort til digitale verdier for hver bilderad og deretter lagret inn på riktig plass i en bildehukommelse. En 2-dimensjonal CCD-brikke gir altså et digitalt bilde. Dimensjonene på en slik brikke er begrenset av hvor store sammenhengende Si-krystall-skiver man kan lage, men en brikke på 50 x 50 mm kan i dag gi plass til 2048 x 2048 lagringselementer. I svært mange tilfeller betyr dette at bildet på et eller annet vis må forminskes optisk (v h a linser) eller ved hjelp av spesielle fiberoptiske teknikker. CCD-brikker er i dag i bruk på en rekke områder, fra digitale fotoapparater til TV-kamera og altså digitale radiografi-systemer. CCD-brikker kan også brukes til å digitalisere bildet fra en bildeforsterkers utgangsvindu. CCD-detektorer er meget lysfølsomme, og har et meget stort dynamisk område. Et stort dynamisk område betyr at man kan måle lysmengder over en skala som strekker seg fra de meget svake til de meget kraftige, uten at de går i metning. (En annen sak er at når et CCD-array først går i metning, renner ladningene over til nabo-området, og informasjon fra mange bilde-elementer kan bli ødelagt.) Digitalisering av video-signal. Et videosignal representerer bildeintensiteten i hvert punkt på en TV-monitor-skjerm. Spenningen på monitorens intensitetsinngang varierer derfor i takt med at elektronstrålen avbøyes mot stadig nye punkter på skjermen. Dette foregår i en helt bestemt takt som kan synkroniseres med innlagring av digitale verdier i et kort ( frame grabber ) i datamaskinen. For hvert punkt i bildet, konverterer ADC en intensiteten til et heltall som så legges inn på riktig adresse i en digital bildehukommelse. Man kan gjøre slik digitalisering både med utgangspunkt i standard videoformat (625 x 512 punkter) og med høyoppløsende videoformat som har omtrent det dobbelte antall punkter i hver retning. Optiske fibre Optiske fibre brukes i en del tilfeller for å overføre lys fra en fluorescerende overflate til en detektor for synlig lys, ofte et CCD-array. Dersom man skal benytte linser for samme formål, vil man kunne miste en større del av de utstrålte lysfotonene. Når lys fanges inn av og beveger seg inne i en optisk fiber (vanligvis en tynn tråd av glass), får man totalrefleksjon mot fiberens vegger, og en meget høy andel av lyset vil derfor nå fram til den andre enden av fiberen (kfr fiberoptiske kabler som er i bruk for ekstremt hurtig overføring av digital informasjon). 6

7 Fordi et sammenhengende CCD-array bare kan lages med begrenset størrelse, velger man i noen tilfeller å la de optiske fiberne være forminskende, d v s at de har større tverrsnitt på inngangssiden enn på utgangssiden. Fysiske krav til detektormaterialet, detektoreffektivitet Dersom materialet skal brukes for direkte registrering av høy-energetiske (røntgen-) fotoner, er det viktig at det har en slik atomær sammensetning og tykkelse at en størst mulig andel av de innkommende fotonene blir absorbert. Disse kravene er helt parallelle til de som settes til en (forsterker-) folie i en filmkassett. En slik folie vil ofte bare kunne absorbere rundt 10 % av den innkommende strålingsenergien (avhengig av fotonenes energi d v s kv og filtrering)). I en halvlederdetektor som brukes for direkte deteksjon vil deteksjons-effektiviteten kunne nærme seg 100%. En silisium-detektor som er laget av et lite røntgentett element, vil kunne brukes som detektor av synlig lys, men ikke for deteksjon av røntgenstråling med mindre man setter detektorflaten parallelt med fotonenes utbredelsesretning (mer om dette senere). Detektorer som er absorberer mer stråling inneholder f. eks. Se, I, Cd, Ga eller W. Den avgjørende parameter er summen av produktene mellom flatetetthetene (kg/m 2 ) for grunnstoffene i detektoren og masseabsorpsjonskoeffisienten (µ/ρ) (fås fra tabellverk) for de aktuelle element ved den aktuelle energi. (slike produkter må så summeres dersom detektoren inneholder flere tyngre elementer.) Detektor-effektiviteten er avhengig av fotonenes energi. Plutselige sprang i materialenes absorpsjonsevne ( ved K-kanter) vil kunne føre til drastiske forandringer i detektoreffektiviteten. Et mål for detektor-effektivitet er QDE (quantum detection efficiency) QDE = (antall fotoner registrert)/ (antall innfallende fotoner) Karakteristika ved røntgenstrålebunten, fotonfluks, energier I tilknytning til digital radiografi er det nødvendig å ha en forståelse av hvilken fluks av røntgen- fotoner man har inn mot en detektor. I en typisk situasjon vil fluksen være av størrelsesorden 10 4 per mm 2 (ti tusen per kvadratmillimeter). Energiene på disse kan variere sterkt i en og samme strålebunt, dels på grunn av varierende filtrering av den strålingen som kommer ut fra røntgenrøret, dels på grunn av filtrering (og spredning) i pasienten. Eksponensial-funksjon og logaritmefunksjon (en kort repetisjon) Fra videregående skole har vel de fleste kommet i kontakt med Briggske logaritmer. Den Briggske logartmen til tallet 10 (10 1 ) er 1, logaritmen til tallet 100 (10 2 ) er 2 o s v. Den Briggske logaritmen til 2 er som betyr at =2 For naturvitenskapelig arbeid velger man å arbeide med tallet e = som grunntall i et naturlig logaritmesystem. Vi er alle kjent med at når vi skriver e 2 betyr det at vi skal multiplisere tallet e med seg selv (opphøye i annen potens). Det er også mulig å opphøye tallet e i et tall som inneholder et komma, f eks 1.5 slik at dette blir meningsfylt. Definisjonen er rett og slett at a = e ln(a) hvor ln(a) kalles den naturlige logaritmen til tallet a. Ofte skrives denne funksjonen som exp( ln(a)) og vi skal bruke denne skrivemåten i fortsettelsen. F eks er ln(10) lik 2.30 hvilket betyr at exp(2.30) er lik 10. ln(a) kalles argumentet til eksponensialfunksjonen exp(ln(a)). Vi kan betrakte ln(a) som en oppslagstabell: gitt tallet a, slå opp i tabellen og finn ln(a). På tilsvarende vis kan vi betrakte exp(ln(a)) som en annen oppslagstabell: gitt argumentet ln(a) 7

8 kan vi slå opp i tabellen for å finne tallet a. En eksponensialfunksjon med et negativt argument kan finnes som det inverse av eksponensialfunksjonen med det samme positive argument. exp(-b) = 1/ exp(b) Dempning av stråling følger loven I = I 0 exp(- dempningsargument). Hvor I er intensiteten av gjennomfallende stråling og I 0 er intensiteten av innfallende stråling. Jeg har valgt å kalle argumentet til eksponensialfunksjon for dempningsargumentet i denne bestemte sammenhengen. Merk at dette ikke er en allment brukt betegnelse, men jeg synes at den i denne sammenhengen er klargjørende. Dempningsargumentet framkommer ved å summere opp verdien av den lineære dempningskoeffisienten (attenuasjonskoeffisinten) langs en rette linjen fra røntgenfokus til detektor. Det kan være hensiktmessig å tenke på attenuasjonskoeffisienten som materialets dempningsevne for røntgenstråling: jo høyere dempningskoeffisient desto mer dempning. Av denne ligningen følger at vi kan bestemme dempningen dersom dempningsargumentet er kjent. Men vi kan også bestemme dempningsargumentet dersom I 0 og I begge er kjente: exp(-dempningsargumentet) = I / I 0 og altså Dempningsargument = - ln(i/i 0 ) Denne siste sammenhengen er grunnlaget for rekonstruksjon av CT-bilder, for DSA, og for en rekke andre kvantitative bestemmelser som f. eks. bestemmelse av benmineralinnhold ved dobbel-energiteknikk. Dempningsargumentet = sum langs strålegangen av µ(x) x hvor x kan ses som tynne lag av materiale med dempningskoeffisient µ(x) i posisjonen x.. Dempningsargumentet kan også fås ved å summere opp flatevekten av det (de) aktuelle stoffene, multiplisere dem med de tilhørende massedempningskoeffisientene ( µ/ρ) og deretter summere dem. Dersom en blodåre får en tilleggsmengde jod som svarer til x gram/cm 2, vil dempningsargumentet få et lite tillegg = x. ( µ/ρ) I ( hvor ( µ/ρ) I er massedempningskoeffisienten for jod. I formlene ovenfor er det forutsatt at alle fotonene som faller inn mot pasienten har samme energi (er monoenergetiske). Dette er aldri helt oppfylt Tekniske beskrivelser av apparatur Spalteskanning- (Scanning slot-) teknikk versus fullfeltsteknikker Digitale (projeksjon-)røntgenbilder kan lages på to prinsipielt forskjellige måter: ved å eksponere hele flaten av en to-dimensjonal detektor samtidig, eller ved at man lar en 8

9 linjedetektor sammen med en blyspalte ved stråleinngangen, skanne over område av kroppen. I prinsippet er denne teknikken den samme som brukes for å ta oversiktsbilder på en CT. Å ta et skan med en spalteskan-metode krever ekstremt nøyaktige bevegelser av spalte og detektor. Avstanden mellom detektor-elementene på linjedetektorene definerer størrelsen på bildeelementene. Detektorlinjen (ladningene som er generert i hvert bilde-element) må hele tiden leses ut når linje-detektoren har beveget seg en avstand svarende til et bilde-element. I noen spalteskan-teknikker inneholder detektoren flere linjer av detektorelementer, og man må sørge for at signalene fra en gitt detektorrekke alltid havner på riktig linje (og summeres opp i) i bildehukommelsen. Fordelen med teknikken er at man i meget stor grad unngår spredt stråling. Ulempen er at det på grunn av en relativt lang eksponeringstid kan opptre bevegelsesartefakter. Merk ellers at de topogram/oversiktsbilder som man får på en CT egentlig er tatt opp med en spalte-skan-teknikk. Figur 3: Illustrasjon av spalteskanning. En linjeformet detektor registrerer gjennomfallende stråling fra et tynt stråleknippe som er kollimert med blyspalter både foran objektet (pasienten) og foran detektoren. Bildeforsterkeren brukt for digital bildeinnlagring Bildeforsterkeren er i dag fortsatt en viktig komponent ved sanntidsavbildning (fluoroskopi), men får etter hvert konkurranse av ulike digital flat-panel-detektorer. Begrensningen for sistnevnte ligger først og fremst i digitaliseringshastigheten. En bildeforsterker er et lufttomt rør med en stor inngangsskjem som kan være opp mot 40 cm i diameter. Fordi lufttrykket utenfor utgjør en voldsom kraft mot inngangsvinduet (svarende til en vekt på størrelsesorden et tonn) erinngangsvinduet krumt (av samme grunn som en gammel steinbru har en krumning). Bak inngangsvinduet som oftest er laget i aluminium) sitter det en (krum) fluorescerende inngangsskjerm. Det fluorescerende materialet er CsI 9

10 ordnet i et meget tett mønster av små nåler som står vinkelrett på detektorflaten og som hver for seg er totalreflekterende. På denne måten fås meget liten sidespredning av lyset som dannes inne i nålene når røntgenstrålingen absorberes. Lysfordelingen fra inngangsskjermen treffer deretter en fotokatode.lyset vil her slå løs elektroner. Inne i bildeforsterker røret har man en meget spesiell og nøyaktig utforming av et sterkt elektrisk felt. Mellom inngangsskjermen og en langt mindre utgangsskjerm ligger det en permanent spenning på kv. Feltet er ellers formet av en rekke metallkomponenter og spenninger på disse. Deler av disse komponentene fungerer som en meget nøyaktig elektronisk linse. Når elektronene har gått gjennom denne linsen, treffer de utgangsskjermen med samme intensitetsfordeling som man hadde på inngangsskjermen, men slik at de danner et sterkt forminsket bilde. Utgangsskjermen er igjen fluorescerende, og gir et meget intenst bilde, dels på grunn av forminskningen, dels fordi hvert elektron har vunnet mye energi ved å akselereres i det elektriske feltet. Fig 4: prinsippskisse av en et bildeforsterker-rør Elektronene utsettes for et meget kraftig elektrisk felt, og trekkes langs de elektriske feltlinjene i røret gjennom den elektronisk linse før de igjen treffer utgangsskjermen. De elektriske feltforholdene inne i bildeforsterkerrøret kan endres slik man kan variere den geometriske forstørrelsen. Dette betyr at man avgrenser synsfeltet til å omfatte bare en liten del av inngangsskjermen og slik at elektronene som dannes i dette område fyller hele utgangsskjermen med intensitetsinformasjon. Bildet på utgansskjermen påvirkes av at det synlige lyset spres ( veiling glare ) inne i utgangsvinduet, som er en glassvegg som igjen er en del av røret (og som skal tåle lufttrykket fra utsiden). Man kan måle denne tilsløringen ved å plassere en blyskive i senter av bildeforstekeren og måle intensitet i bildet. Ved hjelp av optikk eller optiske fibre kan bildet som dannes på utgangsskjermen overføres til en CCD-detektor eller til et video-kamera hvor man deretter digitaliserer video-bildet. Det finnes fortsatt ofte muligheter for å avfotografere skjermen (spot-fotografering) eller gjøre kontinuerlige opptak med et filmapparat (35 mm film), men dette skjer i økende grad også i form av digital bildelagring (DVD-opptak). Fluoroskopi-systemene er koplet til Videomonitorer som gjør at man kan følge med i sann tid. Det finnes vanligvis også muligheter for pulsete opptak (med valgfri frekvens) noe som kan føre til mindre pasient-dose. Men har også ofte en funksjon som kalles last image hold hvor man på skjermen kan betrakte det siste (pulsede) opptaket. Mer avanserte systemer tilbyr også muligheter for å forbedre bildekvaliteten (redusere støy) ved å bruke informasjon fra flere etterfølgende bildeopptak (rekursiv filtrering i langs tidsaksen (engelsk recursive temporal filtering )). Mer om dette senere. 10

11 Figur 5: Prinsippskisse av bildefordsterker med videodigitaliserings-utstyr Laserstimulert fosforescens (bildeplater) I litteraturen finner man også betegnelsen computed radiography (CR) brukt om denne teknikken. Den baserer seg på bruk av en bildeplate (fosfor) av en bariumfluorohalogenide lagt oppå en plastfolie. Når denne eksponeres (i en kasett) vil man i hvert bilde-element på platen få fangede elektroner i et antall som svarer til den avsatte energi. Under utlesning av bildet benytter man et apparat hvor en ca 50 µm vid laserstråle etter tur rettes mot hvert bildeelement langs en horisontal linje på tvers av bildet. Bildeplaten mates så fram til en ny linje ved at den beveges i en retning vinkelrett på den retningen laserstrålen beveger seg. Laserlyset stimulerer til utsendelse av lys når elektronene eksiteres ut av elektron-fellene og faller ned i farge-sentre. Den utsendte lysmengden er igjen proporsjonal med den energi som røntgenstrålingen har avsatt i det aktuelle lille området (pixelen). Tidligere var det vanlig å bruke et fotomultiplikator-rør til å måle lysmengden, men i dag foretrekker man å måle langs en hel linje med éndimensjonale CCDer som er plassert over og under bildeplaten. Det blågrønne lyset som dannes der laserstrålen treffer, ledes ved hjelp av fiberoptikk fram til CCD-rekken. et optisk filter brukes for å hindre spredt (rødt) laserlys inn mot CCD-en. I CCD-detektoren gjøres lysintensitetene i hvert bilde-element om til digitale heltall ved hjelp av en ADC. Hele bevegelsen av laserstrålen (ved hjelp av speil etc.) styres av en datamaskin som hele veien holder greie på hvor på den horisontale bildelinjen man henter ut lys. Denne datamaskinen kontrollerer også frammating av bildeplaten til en ny bildelinje og sørger for at den digitaliserte informasjonen havner på riktig bildelinje i bildehukommelsen. Denne måten å ta opp bilder på gir en meget god dynamikk (spennvidde langs intensitetsaksen), og man er ikke, som ved bruk av film, utsatt for feil-eksponeringer. Etter utlesning belyses bildeplaten med kraftig hvitt lys og alle elektronene tømmes derved ut av fellene og platen som så er klar til å brukes om igjen. 11

12 Figur 6: prinsippskisse av mekanisme for å lese ut bildeplater. Bildedetektor av selen Amorft selen har vært brukt som detektor i en teknikk som kalles Xeroradiografi. Her har man utnyttet dette materialets foto-ledende (photoconductive) egenskaper. Materialet er isolerende og vil dersom man legger en spenning over det kunne lades opp slik at det får en positiv nettoladning på den overflaten som vender mot røntgenfokus og pasient. Vekselvirkning mellom et foton og dette materialet vil forårsake at det dannes et elektron-hullpar som lokalt vil nøytralisere overflateladningen. Etter eksponering vil man få variasjoner i ladningstetthet over flaten. Fig. 7: Tverrsnitt gjennom et bilde-element i selen-flat-panel detektoren. 12

13 Fig. 8 I hvert bilde-element sitter det en kondensator som samler opp ladning og en transistor-port som kan åpnes på et signal fra en port-linje (gate,g1, G2, etc) når ladningen skal leses ut. Det ser imidlertid ut til at flate ( flat panel ) detektorer vil komme til å bli den foretrukne teknologien for Selen-detektorer. Ved denne konstruksjonsmåten bygger man inn en noen små elektroniske oppsamlingskretser under hvert bilde-element. Disse kretsene lages med en teknologi som kalles tynnfilm-transistor-teknikk (TFT) som gjør det mulig å utforme bitte små elektriske kondensatorer og transistorporter under hvert bilde-element. Disse utgjør oppsamlingskretsene. Man legger en negativ spenninger mellom en isolerende plate som vender mot røntgen-røret og det laget der oppsamlings-kretsene befinner seg. Vekselvirkninger mellom selen og røntgenstråler fører til at det dannes et stort antall elektronhull par. Disse vandrer i det elektriske feltet og forårsaker endringer i ladningen som sitter i hver oppsamlingskrets. Et sinnrikt system av styringsledninger (porter, gates) og signalledere gjør det mulig å loverføre de oppsamlede ladningene en for en til operasjonsforsterkere. Spenningssignalene ut fra disse er proporsjonale med ladningene i oppsamlingskretsene, og kan altså digitaliseres og lagres inn i en bildehukommelse. Vi skal bruke en tenkt mekanisk analogi til å illustrere både hvordan en slik detektor kan leses ut, og hvordan man kan komme til å oppleve fenomenet støy i bilder av dette slaget. La oss tenke oss en stor boligblokk. En representant for STOREBROR har bestemt seg for å måle hvor mange poteter hver av familiene i blokken har igjen, og beordrer at de på signal skal kaste alle gjenværende poteter ned i avfalls-sjaktene. Det befinner seg en mann med en vekt i bunnen av hver sjakt. For å vite hvor potetene kommer fra, er det arrangert slik at innbyggerne i en bestemt etasje bare får lov å kaste sine poteter i det øyeblikk det lyser i lamper ved avfalls-nedkastene. Nå kan STOREBROR styre målingene og beholde oversikten på følgende måte: Først lyser det i alle lampene i øverste etasje. Dermed kan mennene i kjelleren veie opp poteter, notere tallene og ringe dem inn (til hver sin hukommelsesposisjon i en datamaskin d v s langs en linje i et digitalt snitt gjennom blokken). Først når dette er gjort, vil det lyse i alle lampene i nestøverste etasje, og slik fortsetter det. STOREBROR blir altså sittende med et digitalt bilde som angir potetvekter for hver eneste husstand i blokken. Analogien til utlesning av en flat selendetektor som skissert ovenfor, er naturligvis at de røde lampene har samme funksjon som felt-effekt-transistorene (transistorportene). De åpner for overføring av signal fra en bestemt bilderad,. Det andre viktige poenget er at det må sitte en 13

14 målekrets (vekt) i hver oppgang (ved hver pixelposisjon i horisontal retning). Eller det må finnes en mulighet for å ta inn ladningene etter tur ved å la en såkalt multiplexer åpne forbindelsen til et bestemt bilde-element i den aktuelle (horisontale) bilderad. Detektorer av scintillator/amorft silisium En annen type detektor (figur 10) er bygget opp med et lag av CsI foran en lysfølsom Sidetektor (et rutenett av fotodioder) med pixel-utlesningskretser som skissert for selen. CsIkrystallene er spaltet opp slik at de utgjør en serie korte, parallelle staver. Siden lys som genereres inne i disse stavene stort sett totalreflekteres i flatene, får man god lys-innsamling og liten sidespredning av lyset (som i en fiberoptisk kable). Detektoren kan ha en pixelstørrelse på under 100 mikrometer. Grunnen til at man konverterer fotonenergien til lys er, som nevnt tidligere, at Si er et meget lett materiale (lav Z) og det kan (bortsett fra ved meget lave fotonenergier) vanskelig bygges så tykt at det ville kunne absorbere en vesentlig del av røntgenstrålingen. Og selv om dette skulle bli mulig, vil divergensen i stråleknippet kunne føre til at et foton avsetter ladning i et annet bilde-element enn det som ligger der hvor fotonet treffer detektoren. Figur 9: Silisium/ amorft silisium-detektor Fill factor Både i CsI/Si-detektoren og i den skisserte selendetektoren tar selve TFT (tynnfilmtransisteoren og kondensatoren) plass. Det betyr at det effektive detektorarealet innenfor hvert pixel blir mindre. Spesielt ved digital mammografi vil dette ha en merkbar effekt fordi det her er aktuelt å bruke pixler med sidekanter på ca 0.1 mm. Spredning av signal i detektoren Til tross for at CsI-nålene i hvoedsak leder lysstrålene i en bestemt retning, vil man ha en viss spredning av lyset til naboelementer (nabopixler). Dette fører til en reduksjon av den geometriske oppløsningsevnen. For en Selen-detektor vil det elektriske feltet (de elektriske feltlinjene) tvinge elektron/hullparene til å bevege seg mer vinkelrett mot overflatene og sidespredningen blir mindre. 14

15 Korreksjoner for non-homogeniteter i respons, kalibrering Digitale flat-panel-detektorer som dem vi har sett på ovenfor vil kunne utsettes for små forandringer over tid i sensitiviteten til de enkelte bilde-elementene. Derfor eksponerer man med mellomrom disse detektorene med et homogent strålefelt, og beregner korreksjonsfaktorer for hvert pixel, I tillegg måler man også signal (bakgrunn, mørkestrøm) når det ikke kommer stråling mot detektorene, og gjør korreksjoner for dette. Disse korreksjonene ligger så inne og brukes jevnlig fram til neste kalibrering. Lineær kontra logaritmisk intensitetsskala Det synes å være vanlig å konvertere bildets intensitetsskala fra å være lineær til å bli logaritmisk. Dette fører til at dynamikken i bildet blir mer lik den man har i en røntgenfilm. I et logaritmisk bilde vil bildeintensiteten dobles når tykkelsen av en absorbator halveres. Slik er det ikke i et bilde hvor man benytter lineær intensitetsskala. Silisium på høykant Det er realisert en spalteskannende teknikk for digital mammografi hvor detektoren er silisium, men hvor detektorflaten er parallell med stråleknippet (strålingen kommer inn parallelt med detektor-overflaten). Dette gir en meget god effektivitet, og denne typen utrustning har dessuten muligheter for å telle hvert enkelt foton (og kanskje til og med diskriminere vekk de fotonene som har uønskede energier). Bildekvalitet i digitale bilder Romlig oppløsningsevne, Bilde-rekkevidde, antall bits Fig 10: Variasjon av antall bits langs intensitets-skalaen. 15

16 Å studere bildekvalitet i digitale bilder er blitt en omfattende vitenskap, og vi skal her bare ta for oss en del helt grunnleggende faktorer som bestemmer bildets kvalitet. Det spesielle ved et digitalt bilde er at den elektriske ladning som kommer fra hvert bilde-element stammer fra hele bilde-elementet. All finere struktur innenfor det enkelte bilde-element er derfor forsvunnet (vi ser på en middelverdi). Fig 11 Effekten på oppløsningen av bildeformatet. Her er utgangsbildet øverst til venstre et bilde med 256 x 256 piksler, og (mens den fysiske sstørrelsen på bildet er beholdt) så er bildeformatet redusert til 128 x 128, 64 x 64 og 32 x 32 Siden det ligger andre begrensninger på et systems oppløsningsevne (fokus-størrelse, avstander etc.) er ikke dette nødvendigvis noen begrensning. En annen sak er at selv om systemet foran detektoren har evne til å gjengi finere detaljer, vil ofte støy (se nedenfor) legge begrensninger på hvilken bildekvalitet man vil kunne få. Bildets dynamiske område (bilderekkevidden (engelsk: range)) bestemmes av den maksimale variasjonen i intensitet over bildet, mens gråskalaoppløsningen bestemmes av antall biter (bits) som er brukt under digitaliseringen (figur 11). Igjen vil det være slik at støy-egenskapene legger begrensninger på hvor mange biter det er fornuftig å bruke. Støy, signal-støy-forhold, DQE Det er viktig å forstå hvordan begrepet støy brukes i en teknisk/fysisk sammenheng. De fleste tenker på støy som noe som kommer utenfra og gir forstyrrelser på det man ellers vil høre klart. I vår sammenheng er det viktig å forstå at støyen følger med som en nødvendig del av den målte verdien. Vi kan også ha støy som skyldes apparaturen (og som altså kommer i tillegg til selve signalet). Men i de tilfeller hvor slik støy systematisk forskyver måleverdiene, 16

17 vil man anse denne forskyvningen som en systematisk feil og korrigere for den. Tilbake står altså igjen bare de tilfeldige variasjonen i måleverdi. Merk at spredt stråling bidrar både til bildeintensitet og til støy (ved at den økes). røntgenstråling signal støy Ideelt Reelt Fig 12: Støy i et bilde er uttrykk for statistiske fluktuasjoner i det antall fotoner som detektoren registrerer. Vi skal se på hvordan tilfeldige variasjoner i fotonfluks gir opphav til støy i bildet. For å gjennomføre det følgende resonnementet fokuserer vi oss inn på et så lite areal på detektoroverflaten at vi i middel (ved gjentatt målinger av antall fotoner) har 400 innfallende fotoner. Dette tallet er underlagt Poisson-statistikk, og resultatet er at man har en tilfeldig variasjon på fotoner (relativt 5%) (standardavvik). La oss så tenke oss at effektiviteten av detektoren er 30%. Dette betyr at det i middel er 0.3 x 400= 120 fotoner som vekselvirker med detektoren. Standardavviket på denne verdien (som også følger Poisson-statistikk) er 11. (relativt ca. 10%). Se figur nedenfor Figur 12: histogram som viser intensiteter i et bildepunkt ved gjentatte målinger under identiske betingelser. 17

18 Signal/støy forholdet (engelsk: Signal to noise ratio, SNR) er definert som forholdet mellom det målte signalet og standard-avviket på målingen av signalet. Vi repeterer at dette standardavviket framkommer ved at vi gjentar eksponeringen av et identisk objekt en rekke ganger og betrakter variasjonen i den verdien vi måler i et valgt punkt i bildet (et pixel). Detektorens kvante-effektivitet (Detective Quantum Efficiency, DQE) brukes nå som et mål på hvor effektivt et SNR inn mot detektoren bevares gjennom de etterfølgende ledd. DQE=(SNR ut ) 2 /(SNR inn ) 2 For en detektor som har en kombinasjon av scintillator og silisiumdetektor, vil man kunne få tilleggsstøy på utgangen som er forårsaket av manglende effektivitet ved deteksjonen, elektronisk støy ved konvertering av lys til strøm etc. SNR inn er proporsjonalt med kvadratroten av antall røntgenfotoner. Dette betyr at (SNR inn ) 2 er proporsjonalt med dosen til detektoren. DQE er ca for film/foliesystemer som brukes ved mammografi; for CCDbaserte detektorer kan den være Jo høyere DQE er, desto mindre stråledose vil man trenge for å oppnå en gitt bildekvalitet (regnet etter støy i bildet). Det skal også nevnes at DQE varierer med den romlige frekvensen (linjepar per mm) i objektet. En annen følge av disse sammenhengene er at signal/støy-forholdet blir lavest når dosen er lav, d. v. s. i de minst eksponerte deler av bildet. I disse delene av bildet har man altså en større usikkerhet i fastsettelse av gråskalaverdi. Analogien med STOREBRORs måling av poteter: En unøyaktig operatør av skålvekten, ville introdusere en tilleggsfeil ( d v s en tilleggs-støy) i målingene. Det er grunn til å tro at denne unøyaktigheten ville være størst når det var få poteter. Men man kunne også tenke seg at det var tilfeldig hvor mange poteter hver husholdning i utgangspunktet hadde fått tildelt (slumsete oppveining av leverandøren). Slik slumsing ville være en begrensning uansett hvor nøyaktig mennene i kjelleren foretok oppveiingen. Bildebehandling etter bildeinnlagringen Digital Subtraksjons Angiografi (DSA) Det tas først et bilde uten jod-kontrast, og for hvert punkt i bildet (ved bildekoordinat (i,j)) bestemmes dempningsargumentet (i,j) Dempningsargument 0 (i,j) = ln( I 0 /I(i,j)) hvor I(i,j) er gjennomfallende intensitet i punktet med bildekoordinat (i,j).etter injeksjon av jod med en flatevekt x(i,j) i punktet (i,j) fås Dempningsargument(i,j) = Dempningsargument 0 (i,j) + x(i,j). (µ/ρ) I 18

19 Fig 14. Eksempel på subtraksjonsangiografi Subtraksjon av de to bildene punkt for punkt gir så et bilde som i hvert punkt har intensiteten x(i,j). (µ/ρ) I Dobbel-energi-teknikker, Benmineral-bestemmelser Prinsippet som illustreres nedenfor er et eksempel på en av flere teknikker hvor det anvendes ulike foton-energier eller filtreringer i den innfallende strålen. De to eksponeringene skjer ved to ulike energier, og med meget hardt filtrert (tilnærmet monoenergetisk) stråling. Vi setter opp likningene for dempningsargumentene for et punkt (i,j) i bildet hvor vi har benmineral med en flatevekt x(i,j) og bløtvev med en flatevekt y(i,j). For de to eksponeringene blir dempningsargumentene Fig 15: Benstrukturer ekstrahert fra et dobbeltenergi-studium 19

20 Dempningsargument 1 (i,j) = x(i,j). (µ/ρ) I1 + y(i,j). (µ/ρ) b1 Dempningsargument 2 (i,j) = x(i,j). (µ/ρ) I2 + y(i,j). (µ/ρ) b2 Hvor indeksene 1 og 2 henviser til de to energiene. Disse to ligningene inneholder de to ukjente størrelsene x(i,j) og y(i,j) som begge kan finnes ved enkel regning. Derved er benmineral-innholdet x(i,j) (g/cm 2 ) kjent i alle punkter (i,j). Litt generelt om digital bildebehandling. Digital bildebehandling kan anvendes for mange formål. Her skal nevnes muligheten for mønster-gjenkjenning i noen tilfeller ført fram til CAD (Computer Assisted Diagnostics), vevsklassifisering, og segmentering (utskilling av objekter med visse egenskaper (eks. tekstur) eller med intensitet over en gitt terskel. I denne korte oversikten skal vi bare se på en del vanlige metoder som brukes til å forbedre bildene. I vår sammenheng definerer vi bildeforbedring som teknikker som skal gjøre det lettere for bildetolkeren å oppfatte bestemte trekk i et bilde. Figur 18: a) Et konstruert bilde b) histogram av bildet i a). Den velkjente vindu/nivå teknikken har visse begrensninger: Det er vanskelig å få oversikt over strukturer som strekker seg fra lyse til mørke deler av bildet. Her kan histogramutjevnings-teknikker brukes for å gjøre det lettere å se slike strukturer. Et bildes histogram er en opptelling av hvor mange pixels det finnes på hvert gråskala-nivå (se figur 18). Ved histogramutjevning er den grunnleggende tanken at intensitetes-skalaen skal endres slik at man får maksimal dynamikk i alle deler av bildet, og slik at man benytter alle deler av intensitetsskalaen like mye (fig 17). En videreutvikling av denne teknikken består i at man gjør histogramutjevningen adaptiv, d v s at man tilpasser intensitetsskalaen på en glidende måte til de lokale histogrammene for bildeområder av valgbar utstrekning. Eksempel på en slik adaptiv histogramutjevning er vist i figur

21 Fig 17. Histogramutjevning er anvendt på en liten del av bildet. Ved histogramutjevning utnyttes hele gråtone-skalaen Fig 18 Eksempel på adaptiv histogramutjevning (programkode: Torbjørn Sund) Andre teknikker går ut på å filtrere bildet for å få fram skarpere kanter (høypass-filtrering) eller for å kunne se større endringer over et større område (lavpassfiltrering). De enkleste bildebehandlingsmetodene er rene addisjoner eller subtraksjoner av bilder. Bildeskalering, interpolasjon og binarisering Et digitalt bilde kan endres ved at man øker eller minsker pixel-størrelsen. I datamaskinen gjøres dette vanligvis ved at man plasserer et kvadratisk rutenett over det eksisterende bildet. 21

22 Avstanden mellom skjæringspunktene (samplingspunktene) i rutenettet er lik med pixelstørrelsen man ønsker i det nye bildet. Deretter henter man ut bildeinformasjon i de bildeelementene (pixlene) som ligger under gitterpunktene. Resultatet blir mest korrekt om man lager den nye verdien ved å ta hensyn til verdiene i nabopixler og avstandene fra samplingspunktet til nabopixlene (lineær interpolasjon). Digital bildebehandling kan også brukes til å skille ut en struktur i bildet fra omgivelsene (binarisering, segmentering). Dette krever ofte avanserte metoder hvor man tar hensyn til de lokale omgivelsene i bildet. Geometriske bildetransformasjoner Som følge av den geometriske utformingen av bildedetektoren (krum inngangsskjerm på en bildeforsterker, sylinderformet detektor for et selenbasert utstyr) vil man kunne få sterke geometriske forvrengninger i bildet. Disse kan rettes opp ved bildebehandlingsteknikker hvor man tar utgangspunkt i målinger av geometriske forskyvninger for hvert punkt på detektoren og lager et nytt bilde hvor intensitetsverdiene er hentet fra de bildeposisjoner som strukturer ble forskjøvet til (mapping). Fog 18 Simulering av forvrengning i bildeforsterkerens inngangsvindu Rekursiv filtrering langs tidsaksen Når man kjører hurtige fluoroskopiserier, kan støyen i bildene ofte hindre at man ser det man er ute etter. En løsning på dette problemet er å la hvert bilde i serien arstattes av et veiet middel av bildet selv og de to bildene (før og etter) som er nærmest i tid. Men dette er ikke mulig i sanntid, og da brukes en teknikk som kalles rekursiv filtrering til å ta varierende grad av hensyn til foregående bilder. Matematisk kan dette beskrives som følger I n = α * I n + (1-α) * I n-1 hvor I n er det viste bildet, I n er det aktuelle bildet og I n-1 er det umiddelbart foregående bildet. Merk at også tidligere bilder en I n-1 på denne måten veier med. Verdien på α kan velges fra nær null til 1.0. I det siste tilfelle vil ikke tidligere bilder telle med. 22

23 Tomosyntese Tomosyntese er en teknikk som forutsetter digitale bilder, og den erstatter konvensjonell tomografi. Man registrerer digitale bilder mens røntgenrør og digital detektor beveger seg i forhold til pasienten. Etterpå kan man velge et ønsket snittplan, og projisere alle de digitale bildene, fra de posisjonene hvor bildene ble tatt, tilbake ( i retning mot røntgenfokus) inn i det ønskede planet og summere dem der. Strukturer som ligger i dette planet vil da framstå distinkt, mens andre deler av pasientvolumet bare vil bidra med uklare (forviskede) strukturer. Man kan altså velge hvilket plan man vil fokusere på etter at pasienten har gått. En rekke filtreringsteknikker er i bruk for å forbedre råbildene i en tomosynteseserie. Fordelen i forhold til konvensjonell røntgen-tomografi er at sistnevnte bare ga anledning til å avbilde ett eneste plan, og dette måtte velges før bildetakingen. Styrken ved tomosyntese er også at teknikken gir meget lav dose til pasient. 23