mag rad fizika.mgr.2012.01

7/24/2019 Mag Rad Fizika.mgr.2012.01

1/99

UNIVERZITETPRIRODNO-MAODSJEK ZA FII CIKLUS STUDIJA

Komparacija ptipova ureaja ZAVRNI - MA

Mentor: Kandiprof. dr Davorin Same

Sarajevo, septem


2/99

i

Cijenjenom mentoru prof. dr Davorinu Sameku najsrda nije se

zahvaljujem za savjete i stru nu pomo tokom izrade ovog rada.

Zahvaljujem se i mr Adnanu Beganovi u, efu Odjela za

radiodijagnosti ku i nuklearnomedicinsku fiziku Klini kog centra

Univerziteta Sarajevo, na velikoj pomo i u radu na CT ure ajima,

kao i na prakti nim savjetima pri analizi dobijenih rezultata.


3/99

ii

Saetak

Kvalitet slike u kompjuterizsadre module za kontrolu pprostorna rezolucija, uniformmogunost da se za vee doutvrivanje optimalnih parairina sloja, i dr.) vrlo znaakvaliteta slike na dva CT urezultata ovog rada, provedsignifikantno mijenjaju pri psignifikantnih razlika pri prpouzdanosti od 95%. Provekriterijima prihvatljivosti. Vkvaliteta.Analizom rezultata ovog radznaajnog gubljenja kvaliteprilagodili protokoli snimandozama, potrebno je provestmogli potvrditi zadovoljavadijagnoze.

AbstractImage quality in computed modules to control each imresolution, image uniformitythe higher dose does not prdetermination of the optimathickness, etc.) is very impodone using the Catphan phaanalysis, carried out by F-tethe tube voltage change, forof CT numbers when the tubinterval of values, with 95%out with defined acceptancefor quality control.It can be noticed, by analyziwithout significant degradatorder to adjust patient scanninvolve medical doctors ranecessary for establishing a


4/99

iii

Sadraj

1. UVOD ..............................

1.1

CT skeneri ......................

1.1.1 Tehnoloki razvoj CT sk 1.1.2 CT skeneri sa vie redov 1.1.3 Princip rada CT-a i dobij 1.1.4 CT broj .......................... 1.1.5 Rekonstrukcija slike kod 1.1.6 Princip tomografije ....... 1.1.7 Matematike osnove tom 1.1.8

Jednostavna projekcija u

1.1.9 Direktna Fourierova reko 1.1.10 Filtrirana projekcija unaz 1.1.11 Algoritmi iterativne reko 1.2 OSNOVE CT DOZIMET 1.2.1 Dozni indeks kompjuteri 1.2.2 CT pitch faktor (p) ........ 1.2.3

MSAD (Multiple Scan A

1.2.4 CTDI100 ................................... 1.2.5 Ponderisani CTDI (CTDw) ........................... 1.2.6 Zapreminski CTDI (CTDvol) .......................... 1.2.7 Proizvod doze i duine DDose Lenght Product ) ................. 1.2.8 Efektivna doza .............. 1.3 DIGITALNA SLIKA ..... 1.3.1 Reprezentacija digitalne 1.3.2

Parametri slike ..............

1.3.3 Kontrast ........................ 1.3.4 Prostorna rezolucija (vis 1.3.5 um ............................... 1.3.6 DICOM format - Digital 1.3.7 Prednosti i nedostaci DIC 1.3.8 DICOM kriva ...............

2.

MATERIJALI I METODE

2.1 Catphan fantom .............. 2.2 Osnovne karakteristike ko


5/99

iv

2.3 Postavka snimanja na CT 2.4 Nain oitavanja paramet 3. REZULTATI I DISKUSIJA 3.1

Statistika obrada rezultat

3.2 Tanost CT brojeva......... 3.3 Kontrola kvaliteta tanost 3.4 Uniformnost CT brojeva, 3.5 Kontrola kvaliteta uniform 3.6 Niski kontrast i CNR inde 3.7 Kontrola kvaliteta niskog

3.8

Prostorna rezolucija ........

3.9 Kompromis izmeu doze 3.9.1 Kvalitet slike i pacijentn 3.9.2 um i kontrast slike ...... 3.9.3 Kvalitet rekonstruisane s 3.9.4 Optimizacija parametara 4. ZAKLJUAK .................. 5. PRILOZI........................................ 5.1

STATISTIKI TESTOVI

5.1.1 Testiranje normalne rasp 5.1.2 F-test ............................. 5.1.3 Analiza varijance sa dva 5.1.4 Intervali povjerenja ....... 5.2 Oitanja snimljenih slika 5.2.1 Ureaj GE ..................... 5.2.2

Ureaj SIEMENS .........

5.3 Kontrola kvaliteta CT bro 5.3.1 Ureaj GE ..................... 5.3.2 Ureaj SIEMENS ......... 5.4 Kontrola kvaliteta uniform 5.4.1 Ureaj GE ..................... 5.4.2 Ureaj SIEMENS ......... 5.5 Sadraj CD-a priloenog

6.

LITERATURA .................


6/99

1

1. UVOD

1.1 CT skeneri

Kompjuterizovana tomograf2006] i predstavljala je revosu karakteristini aksijalni (rendgenske cijevi i na taj natomografija je digitalna raddijagnostikoj radiologiji nametode nisu prikazivale tri dmogao primijetiti.Rije tomografija vodi porij

tomos

(presjek) i graphia

(opisivankoji se dobija nakon pregledDaljnjom obradom snimke trodimenzionalna rekonstrukPrototip CT ureaja (CT-skeelektroininjer, zaposlenik fAtkinson Morley's u Junomgodine, uz pomo Dr JamesIpak, prva ideja o ovakvoj junoafrikog fiziara, koji jPhysics 1963. i 1964. godingodine podijelili Nobelovu [Lindsten, 1992].U poecima CT skener je koskeniranje cijelog tijela. PrvSir Hounsfieldu [Beckmannpresjek je bilo protrebno 8 godina rijeio se problem vekontinuirano rotiranje rendgpoetkom devedesetih godinskenera je to se sa rotacijomsnimiti veu anatomsku oblaSljedei vaan dogaaj, u raskenera u 1994. Godini, kaoTomography) 1998. godine.mogunost simultanog snimrendgenske cijevi. Razvoj Mpresjeka po rotaciji rendgenili sa dvije rendgenske cijev


7/99

2

Jo na samom poetku uvojonizirajuem zraenju i povprioritet dat razvoju protokosamdesetih godina prologeuropske zemlje (Velika Briizloenosti zraenju koje pood ukupnog broja izvedenih10%, ali tih 10% pregleda [UNSCEAR, 2000; Nagel, 2Journal of Roentgenology 2Body Applications of Singleuslijed neprilagoenih protoPosljedica masovne upotrebdoze. Prvo, zato to je zahvmogua primjena CT-a u kase viefazni pregledi, a skenzato to je krae vrijeme preCT ureaja [BEIR, 2006; ICZa smanjenje doza koje su proizvoaa ureaja, mediciureaje svakodnevno koristodgovornih za pravnu regulakoja je moda najvaniji koprocedura, akcenat je stavljepretrage. Smatra se da je mparametara snimanja, primje2008].U Bosni i Hercegovini su trestandardne CT pretrage u Pekspozicije, koji je izdala Dskladu sa meunarodnim sta Ovi dijagnostpreuzeti iz preporuka Europnivoa na osnovu konkretnih1.1.1 Tehnoloki razvoj CT skeneraPrva generacija je koristila u1.1.a). Slike su se dobijale mstalnoj udaljenosti i kreu sepacijentu. Cijev i detektori nnakon 180. Koritena su trreferentni.


8/99

3

Druga generacija CT skener(Slika 1.1.b). Sada je snop kakvizicije je poveana, a pro

Slika 1.1. Generacije CT skenera

Trea generacija CT skeneraRed fotomultiplikatorskih cdovoljan da se izbjegne tranjedne slike je skraeno na 10etvrta generacija CT skene1.1.d). Sada su fotomultiplikne ozrauje uvijek iste deteketvrtastim fotodiodama, kozamijeniti jednu cijev, a to z


9/99

4

Peta generacija CT skenera kardiolokih pretraga. Ovaj elektrona pogaao luk od vdetektori. Ovaj CT skener nvelike brzine dobijanja jednestu generaciju ine spiralnskenere tree ili etvrte genpresjeka pacijentni leaj zauleaja. Raunar dobijene popresjeci. Ovi skeneri su znadoze modifikacijom brzine rendgenske cijevi [BushbergSedmu generaciju predstavlmogunost bre obrade podpresjeka koji se istovremenorendgenskih cijevi, sedma gotvora kolimatora.CT skeneri sa vie detektorsto je znailo i bre pregledveim brojem detektora. U detektora. S modernim CT jednog zadravanja daha [B

1.1.2 CT skeneri sa vie redova detektora (MDCT)

Pojam MDCT skenera se oodnosno du pacijenta (longobino skeneri sedme generSvi MDCT skeneri omoguskenera je ta to imaju vie redova se mogu kombinovamogunost koristi se terminose sa koje se mogu nezavisKomercijalni MDCT mogu z-ose). Broj nezavisnih kanamoe biti 2, 4, 6, 8, 10, 16, akslijalne slike, odnosno jedN nezavisnih aksijalnih pressabrati tako da se formira mporeenju sa skenerima sa jprikupljanje podataka iz sniomoguavaju skraenje vrem


10/99

5

snimanje specifinih anatomslice), toznaajno poboljava prostordodatno omoguava rekonstmultiplanarnu rekostrukcijupacijenta [AAPM 96, 2008]Na Slici 1.2 su prikazane raskenera. Osnovna razlika jeirina presjeka odreena kolKod MDCT-a irina jednog su detektori kombinovani udetektroskog reda, koji se koDetektorska konfiguracija sdetektorskog kanala T, du z

Slika 1.2. Detektorske konfiguracije CT ureaja [AAPM 96, 2008]

SDCT skener, prikazan na S(longitudinalna osa). U ovompacijenta. MDCT skener, prsvaki irine 1.25 mm. Za SDkolimacija snopa zraenja pdetektor je iri od snopa X zdetektuje. Za MDCT irina snopa zraenja moe se des(overbeaming ), to poveava dozu za pse obino dogaa kod presje


11/99

6

4 kanalni MDCT omoguav(Slika 1.2). Slike presjeka vkombinujui signale sa vie

Slika 1.3. Razliite konfiguracije detektora du z-ose koje koriste proizvoai MDCT skenera u 4-kanalnim sistemima [AAPM 96, 2008]

Proizvoa GE (General Elproizvoai SIEMENS, PHveliina. Upotrebom detektoirina presjeka. Ukoliko su pelementi detektorskih redovvanjskoj strani detektorskihistovremenu akviziciju 4 previe efikasan [ICRP, 2007a]Da bi dobili 64 presjeka dukoriste 64 reda detektora irkoristi 32 reda detektora iripresjeka. Na ovaj nain se partefakata [Flohr et al., 2005Primarna osobina MDCT skmogu istovremeno akviziratpresjeka koji su ukljueni uprikupljaju i prenose istovre


12/99

7

istovremena presjeka. Razvoskeneri sa mogunou snim

Slika 1.4. Nain dobijanja 64 presjeka du z-ose [AAPM 96, 2008]

1.1.3 Princip rada CT-a i dobijanje slike

U radiodijagnostici slika se prolaska kroz pacijenta (pomproslijeenog iz detektora seZraenje se proizvodi u rentkivom su fotoefekat i Comzavisi od energije upadnog zi od vrste (gustine) tkiva, tj. do razliitog slabljenja upadunutranjih organa pacijentarazliita tkiva i strukture u fiziologiju, pa se zbog toga mSlika kod CT-a je nativno ddimenzija, a svaki piksel slizapreminski element ili voktrodimenzionalan. Svaki voodgovarajua nijansa sive bu jednoj slici (tj. broja pikseformatu (Poglavlje 1.3.6).


13/99

Slika sntkiva isivih ko

tehnikaljudskoza odgomaterij+3000brojevi

Slika 1.5. Os

1.1.4 CT

imljena poazliite guje ljudsko o

odnosno poko. Nijansvarajue tkle. Voda iU). Ove vekih tkiva

novni princi

roj

ou CT-atine tih tkiko moe ra

omou njea sive odgovo. Ovim ba CT brojijednosti pi organa su

Ta

T

H

B

Cerebro

M

dobijanja s

sadri velia. Stvarni

zlikovati. D

e tkiva preara CT broojevima suHU, zrak -

redstavljajdati u Tabe

ela 1.1. CT

ivo/organ

KostiemoragijaJetraMiiiKrv

iva masajela masa

Srcespinalna te

Vodaasno tkivo

PluaZrak

D

8

like u radio

i raspon nraspon nija bi se rije

dstavljaju rju, koji se idate nomi1000 HU, a

prelaz odi 1.1 [Doug

rojevi za ne

nost

Izvo

Interatkivi

etektoriijagnostici s

jansi sivensi sive nao ovaj pro

asponom niraava u Halne vrijedkosti oko +crne boje,

herty, 2009

ka tkiva i or

CT broj (H

1000 +60 do 11050 do 8044 do 5942 do 5832 do 4424 do 36

~240 do 22

0-20 do -10

-300-1000

r zraenja

kcija zraea pacijenta

jonizirajui

oje koje pslici je mnlem koristi

jansi sive kounsfieldoosti koje p1000 HU (jpreko nija.

ane

)

ja sa

m zraenje

edstavljajugo vei odse tzv. wi

oje moe raim jedinicaedstavljajuako gustei sive do

razliitarasponadowing

zlikovatima (HU)razliiteosti i doijele. CT


14/99

CT brokoeficij

Postavlj(irinaprozorabrojeva

Slika 1plui

za tkivontu slablje

brojCT

anjem odrprozora -

CT brojev dobija se v

.7. CT snima koristi se

iji je lineja vode vo

1000U

enih prozindow wi

a (WC). Nea kontras

Sli

k toraksa pr500 / -500, b

arni koeficda na istom

voda

voda

-

ora (windoth), a kojiovaj nai

tna rezoluc

a 1.6. irina

ikazan sa ra) za bolji ko

9

ijent slabljT skeneru,

) moe see CT broj, izboromja (Slike 1.

i centar pro

liitom irintrast na me

enja , mo kao [Hend

bolje vidjeevi biti priodgovaraju i 1.7) [Dou

zora CT broj

om i centroim tkivima

e se dobe, 2002]:

(1.1

ti odreenikazani zaviih irina igherty, 200

eva

prozora: a)oristi se 350

iti relativn

)

interval Csi od izbor centra pr9].

za bol i kon / 50 [Sueten

prema

brojevaa centrazora CT

rast na, 2009]


15/99

10

1.1.5 Rekonstrukcija slike kod CT ure aja

Slika kod kompjuterizovaneiz razliitih uglova. Izvor Xemituje zraenje koje prolazpacijenta, koje je meudjeloIntenzitet oslabljenog zraenslabljenja , moe se izraun0, kao:

- x0I = I e

(1.2)Debljina snimanog presjekaveliina piksela rekonstruisasnimka, kao i od frekvencijeDa bi rekonstruisali sliku, pelemenata voksela (Slika njihova trea dimenzija (iri

Slika 1.8. Bazini princip formiranja slike kod CT-a

Detektovani intenzitet X zrai,j svakovoksela na putu snopa X zra(1.2) i logaritmuje, dobija se0

i,j

I p = -ln = x

I

Intenzitet upadnog zraenja 0, ili referentni intenzsvaki detektor. Mjerenjem iintenziteta I0, debljine voksela x i nj


16/99

11

koeficijenata slabljenja,i,j , svih voksela na putrazliite smjerove upadnog odnosu na pacijenta. Zadatarekonstruie sliku, odnosno odgovarajuu vrijednost svaslabljenja. Poloaj piksela kompjuterizovanoj tomogradobijeni prema izrazu (1.1)

Slika 1.9. Presjek ematski podjeljen na voksele. Strelice predstavljaju snop X zraenja koje prolazi kroz

presjek za razliite uglove [Dougherty, 2009]

Prije same rekonstrukcije slSnop proizvedenog X zraenod energije X zraenja. Efekzbog veeg slabljenja zraenfotona sa viom energijom apsorbovan). Ovaj efekat je beam hardening ). Posljedopadanje efektivnog koeficiKorekcioni algoritmi obinosvakog voksela, vrei odgopod nekim uglom u odnosu zavisnosti od njihovog polo

1.1.6 Princip tomografije

Tomografske slike su dvodiravni trodimenzionalnog ob


17/99

12

geometrijskih tehnika za zravni, dok se posmatrana ravBazini princip tomografije,Slici 1.10, gdje su prikazanesnimanja, slike se raunarskdobije tomografska slika. Rtomografske ravni iz snimannikakvog pomjeranje, nakone ostali objekti biti mutni i(prikazano na lijevoj strani itd. [Bushberg et al., 2002].

Slika 1.10. Bazini princip tomografije [Bushberg et al., 2002]

Kada se skupe svi podaci izrekonstruisati sliku u dvije jednostavan primjer: pretposprikazano na Slici 1.11. Odrstrelice projekcije piksela nato je rjeiv algebarski probodnosno traena slika.Meutim, dananji CT skenkoristi se preko 800000 projnepoznatih (piksela) sa 8000bi se dobila kvalitetnija slika


18/99

pacijenzahtjevtzv. jed

Sli

Ideja melemensvakomsmjerokraju snakonvrijednrekonst

Princip(2 x 2

U matrprojekckojem j

a tokom s mnogo vrostavna pr

a 1.11. Prim

toda projei jednaki 0)vokselu saima, u zavi izvri nonormalizacsti CT broj

ruisana slik

projekcijeatrica), ije

ici 2x2 voije P1, dodj ona snimlj

imanja), t mena, takojekcija un

er rekonstr

cije unaza i u tu matrsvim prethnosti od tomalizacijaije se dobva, a zatim

a.

nazad je psu vrijedno

Slika 1.12.

sela se doljujui svaena, dobija

o vie nijeda se kodzad [Bushb

kcije jednossmje

je sljedeaicu se unosdnim projega pod kojitih vrijedniju odgovase skaliraj

ikazan krosti projekci

Vrijednosti

djeli svakoom voksel

se:

13

jednostavaT skeneraerg et al., 2

tavne slike provima proj

: pretposta svaka projkcijama. Vrm uglom (sti. Ako jerajui koe prema nij

jednostavje iz razliit

rojekcija vo

m vokseluu u jedno

algebarska rekonstr02].

omou poznkcije

i se da je t ekciju pojeijednosti ukojem smj

u pitanjuicijenti slnsama sive

n primjer.ih smjerova

ksela iz razli

vrijednostredu vrije

i problem ikciju slike

tih projekcij

aena slikainano, saokselima sru) je sni

kompjuteribljenja, koboje da bi s

eka se tra date na Sli

itih uglova

0. Nakonnost proje

njegovo rjkoristi dru

a po prikaz

prazna mairajui vrij dodaju u rljena proje

zovana tojima se de u konan

i slika odi 1.12.

projiciranjakcije P1 u

eavanjei metod,

nim

rica (svidnosti uazliitimkcija. Naografija,odjeljujuci dobila

voksela

unazadmjeru u


19/99

Isti posmatricoP4 redo

Dobijajprojekcod proj

Na krajnajvei

to odg

Projekcprojekcvokseluse ne dovo zakoristifiltriran

upak se pom voksela (

, dobija se

se velikeije, te da bikcija (u da

je potreb zajednik

vara poet

ija unazadija iz razlicijelu vrijebija otrauenje sl

se metod f je podataka

Slika 1.13.

novi sa sviu smjeru u:

numerikese to ispraom sluaju,

no izvritiim faktoro

im projek

se moeitih smjerodnost pojelika, tj. umike je manjiltrirane pr pomou k

a)ematski pr

preostalikojem su s

vrijednost ilo, od posza projekci

i normaliza (u datom

ijama na Sl

azmatratia, a zatiminane proesto krugae primjetnoojekcije unnvolucione

ikaz projekc

14

projekcijimljene), n

, poto seljednje mat ju P1, vrijed

ciju dobijeluaju 3), t

ci 1.12.

i geometri njihovimekcije, todobija se z, ali i daljeazad, gdjejezgre [Do

ije unazad (

ma, sabiraakon projic

svakom vorice se odunost 7), to

ih vrijednko da se ko

ski (Slikirojiciranjee prikazanijezda. Akopostoji. Dase prije regherty, 20

ackprojectio

ui ih sa piranja unaz

kselu dodaima sumadaje:

sti, dijeljenano dobi

1.13), pos unazadna Slici 1.

se uzimabi se rekonkonstrukcij9].

b)) sa 3 snopa

ethodno dad projekcij

je vrijednorijednosti

i sve vrijeja:

atranjemodjeljujui

13.b. Primjeliki broj pstruisala oe vri mat

X zraenja

bijenoma P2, P3 i

st itaveilo koje

nosti sa

nekolikosvakomtimo da

rojekcijatra slikamatiko


20/99

Radonoaustrijapojavileureajamedici

Za analodnosuodnosukoeficijSnop zr

Prelaza[Sueten

Na osnobjektaodreedat je s

gdje je

1.1.7 Ma

ve transforac Johann

tek pedesu sedamdeskim snima

ziranje rekna detektona posmatrnata slablj

aenja upa

Slika 1.

iz koordis, 2009]:

r cos=

s -sin

vu ovih trdoprinosii ugao , p [Suetens,

0I r =I e

r, linija koj

emati ke

acije suRadon 19

tih i ezdesetim godinjima.

nstrukcijer zraenjaani objekatnja (x, y),a pod uglo

14. Geometr

atnog siste

sin

cos

nsformacijignalu det ofil detekt 009]:

Lr,

- x, y ds

=I

a zatvara u

osnove to

atematiki17. godineetih godinama je po

slike pogoSlika 1.14),(ili pacijent koji su jed u odnos

ja paralelno

a (x , y) u

moe sektovanomvanog inte

Lr,

- r cos -s

e

ao sa y-o

15

mografsk

osnov tom[Radon, 1 dvadesetoela prakti

no je koris dok je dra). U sistenaki nuli izu na y-osu,

g snopa sa k

sistem (r ,

drediti kaa poloajuziteta, I (

sin, r sin +s cos

som na uda

e rekonst

ografske re17], dok sg vijeka ua primjen

titi stacionagi koordinu (x , y) prvan kruni upadni in

ordinatnim

s) ostvaruj

o intenzite r u projek), u funkcij

ds

ljenosti r o

ukcije

konstrukciju se prveadio-astro tomografs

ran koorditni sistemdstavlja see prenikaenzitet zra

sistemima (x

se sljedei

zraenjaiji snimlje od r, bi bi

koordinat

e. Prvi ih jpraktineomiji. Razke rekonst

atni siste(x, y) staciraspodjelaFOV (Fieldenja je I0.

,y) i (r,s)

transfor

taki (x, yoj pod ugl kao na Sli

og poetka

objaviorimjeneojem CTukcije u

(r, s), unaran uinearnihof view ).

acijama

) unutarm . Zai 1.15, a

.


21/99

Svaki p

gdje jer FO

Projekckoji doldovoljnuglove

Ako rasfunkcij

Transfoje sa [S

Slika 1.15. P

ofil detekto

I

p r =

p(r) projeV 2 .

Slik

ija p(r) seaze iz supro je mjeriti, u jedan d

podjela (x, p(r, ) ima

rmacija funetens, 200

p r, = R

ofil detekto

vanog inte

r,0 L

r

=

kcija funkc

1.16. Profil

moe mjeritnih smjerglove u inodimenzio

y) sadri sti sinusni o

kcije f(x, y)]:

f x, y

anog intenzi

ziteta se tr

r cos - s

je (x, y)

slabljenja p

ti za ugloveva teoretservalu od 0alni set po

mo jednu t lik, od ega

u njen sino

f r co

16

teta I (r) za

nsformie

sin, r sin

u ugla

(r), tj. proje

u intervi daju ide do . Slagataka p(r,

aku, kao n i potie na

gram p(r,

s - s sin ,

odreeni ug

u profil sla

+ s cos

(Slika 1.16

cija funkcij

lu od 0 dotina mjernjem svih), dobija s

Slici 1.18,iv sinogra

) naziva se

r sin + s

o , I0 je up

ljenja, kao

ds

. p(r) e

(x, y) du

2, ali, ponja za paravih projek tzv. sinogr

tada e odg.

Radonova t

cos ds

dni intenzit

Suetens, 20

iti jednak

gla

to snopovilelan snopija p

(r), za

am (Slika 1.

ovarajue p

ransformac

t

09]:

nuli za

zraenjaraenja,razliite17).

rojekcije

ija i data


22/99

Slika 1.

Do sad i udalodreujsinogra

matricoSvaki rpredsta

Zadataraspodjsljedei

18. 2D raspo(

se polazilojenosti r, tj.u ugao ,

e u pra

m sa M red matricevljaju proje

1.1.8 Jed

rekonstruela vrijedn

postupko

djela funkcij, y) za 360

od pretpo da su te vkao i brojsi biti disk

ova i N kopredstavljcije koje s

nostavna

kcije u tosti funkcijem: odree

Slika 1.17.

e (x, y) kojstrelice prik

tavke da jeliine kont detektoraetna funkc

lona, gdje j intenzitetdobijaju z

rojekcija

ografiji je(x, y) izoj liniji (r,

17

inogram [S

sadri samzuju projek

mogue donuirane. U, koji pri

ija p(n r,

rotacikoji se pri sve uglove

unazad

da se konatog sinog) se dodijel

etens, 2009]

jednu takucije iz 4 ugla

biti podatkpraksi je oupljaju po

), ije

ni intervalkazuje du.

struie dvama p(r, )e vrijednos

i sinogram[Suetens, 2

za bilo kojranien bratke sa ue vrijedno

izmeu uzjedne proj

dimenzion. Rekonstri sinogram

obijen proj09]

e vrijednosj projekcijaljenosti ti mogu pr

astopnih pekcije, a s

lna slika,kcija slikep(r, ) za

kcijama

ti uglovaM, koje

r. Dakle,edstaviti

ojekcija.i redovi

odnosnoe izvodive take


23/99

(x, y) dpostup

Poto s

Na Slicinekolikunazadoito je

samo lprojekcdalje binain r

Fouriermatemtransfozavisemijenjanumeri

Naprimkoordinprostor

u te linije.k se naziva

b x, y =

u praksi k

i j b x , y

1.19 je pri projekcij(za sve uglda je dobij

kacije posionih uglovi zamuenkonstrukcij

lika 1.19. P

1.1.9 Dir

ova transf tike funkcmacija slod varijabliu u prostoki raunati

er, umjest ate x, tajih frekven

F k = F

Isti postujednostavn

p r,

risti diskre

n p r , B

azan post unazad nove u int ena slika z

matranog, kao i broj, pa se moe slike u ko

ojekcija una

ektna Fou

rmacija (ije razviju uene funkcijp, q, ..., odnim koord.

prikazivarofil se mija k. Fouri

f x .

ak se pona projekcija

0

= p x c

tan spektar

M

m = 1

= p

pak projekazire kont rvalu od 0

amuena, p

bjekta. Kva detektorae zakljuiti

pjuterizo

zad za 4 ugl

rierova r

T) je ma nizove jed A, koja za

nosno FT jnatama. FT

ja jednodie prikazaerova trans

18

vi za sveunazad i o

s + y sin

uglova , d

i mx cos

cije unazadra objektado ) dob

oto se pr

alitet slike. , Meutimda jednost anoj tomo

i slika dobij

konstruk

ematikaostavnijihisi od varij

e alternati su pogodn

enzionalnti kao sumformacija F

rijednostiisan je sa [

, d .

iskretni obl

j my sin ,

date take,(take). Nja se konajekcije una

se moe, i sa povevna projekrafiji [Suet

ena jednosta

cija

ehnika kounkcija. Mabli x, y, ...,ni metod re jer se mo

slike pro sinusnihk), funkcije

iz intervuetens, 20

k projekcij

m .

gdje se vikon izvr

na slika (Sad vre d

popravitinjem brojaija unazadns, 2009].

vnom proje

a omogue se rei du jednostaeprezentacu brzo i re

ila kao proi kosinusni f(x), data j

la od 0 d9]:

unazad e

i da se nanih svih pika 1.19). itave li

oveavanje projekcijanije zadov

cijom unaza

va da sea je FT mat nije funkcijje podataklativno jed

storne funh funkcijasa:

. Ovaj

biti:

on samorojekcijaeutim,ije, a ne

m brojaslika e iljavajui

d

sloenematikae B, koje

koji seostavno

cije f(x),azliitih


24/99

19

Funkcija f(x) je reprezentacsliku u prostoru prostornihproiriti na dvodimenzionalF(kx, ky), predstavljaju prostorne fx i kypredstavljaose u dvodimenzionalnom kMatematiki, funkcija i njenOperacija pretvaranja FT utransformacija, a data je sa [

-1 x yF k , k = f x, y F .Na Slici 1.20 je prikazano nKako dobiti orginalnu funkcinverznu Radonovu transfor 1f x, y = p r, R .Projekcioni teorem, koji se pitanje. Neka je F(kx, ky) dvodimenzionalna Fo

x y-2 i k x + k yx y-

F k , k = f x, y e dx dy

Neka je i P(k) jednodimenzionalna F(r): -2 i k r -

P k = p r e dr Neka je sad i varijabla. Ta(k) postati dvodimprojekcionom teoremu je tad x yP k, = F k , k

x

y

2 2x y

k = k cos ako je k = k sin

k = k k odnosno, jednodimenzionaldvodimenzionalne funkcije f(x, y) za svaku taku (x, y)(r), odnosno svrijednosti iz intervala od 0


25/99

S

Na osnFourier

1.

2.

Slika 1

ika 1.20. Pri

vu projekcove rekonst

Izrauna se

Prebace seda bi se dopravougli ku cilju dobF(kx, ky).

.21. Funkcij

jeri jednod

ionog teorrukcije) [S

jednodime

sve jednodila dvodimoordinatnijanja vrije

P(k, ) se iz

imenzionaln

ma moe setens, 200

zionalna F

1 F

menzionalnzionalnaistem, s tinosti koje

polarnog ko

20

h funkcija i

e izraunat ]:

F 1 svih pr

p r = P

e funkcijeunkcija P( da se vriisu direkt

ordinatnog sF(k x, k y)

njihovih FT

i f(x, y) na

jekcija p(r

k .

(r) u pola, ) (Slika 1interpolacio mjerene

istema prevo

k-prostoru

sljedei na

):

rni koordin.21). Podaca podatak Slika 1.21,

di u pravou

[Cherry, 20

in (metod

atni sistemi se zatim p iz susjedn da bi se d

li da bi se d

3]

direktne

(kx , ky),revode uh taakaobila FT

bila FT


26/99

21

3. Izrauna se inverzna dvod12 F od F(kx, ky), da bse dobila originalna funkc 12 x yF k , k = f x, y F Na Slici 1.22 je prikazan po(r)dvodimenzionalnog objekta Interpolacija u drugom koraovu metodu ine manje pop[Suetens, 2009].

1.1.10 Filtrirana projekcija unazad

Da bi se izbjegla interpolacdvodimenzionalna FT u pola

2 i k r

0 -

f x, y = P k, k e dk d gdje je r = x cos + y sin .Veliine P

*

(k, ) i p*

(r, ) se definiu kao: *

2 i k r * *

-

P k, = P k, k

p r, = P k, e dk tako da je:

*

0

f x, y = p r, d.Funkcija f(x, y) se moe do*(r, ), kojajednodimenzionalna FT u od*(r, ). Funkcija P*(k, ) se dobsa tzv. ramp filterom |k|.Dakle, metod filtrirane proje1. Filtrira se sinogram p(r, * P k = P k k 2. Izvri se projekcija unaza*(r, ) tako d

f(x,y):


27/99

Slik

Tokomvrijednishodikoji sevisokezamueramp fiunazad

Na Slici

Zbog srekonst

Sl

1.23. Ramp

filtriranjast sinograa u k-prost dobija kaorostorne frje slike ko

ltera izotrje koritenj

1.24 je em

oje brzinerukciju tom

ika 1.22. Dir

filter dobije

inogramaa povearu. Na Slicrazlika praekvencije,je se javljalvanje slik ramp filte

atski prikaz

i relativnoografske sl

0

f x, y =

ektna Fourie

oduzimanj

omou raa, odnosno 1.23 je privuogaonog da smanjio kod jedn. Dakle, jedra u filtrira

an proces f

lake primjke. Naravn

22

* x cos

rova rekons

m pravouga

p filtera,pojaava,azan profii trougaoniske prost stavne proina razlikaoj projekci

ltrirane pr

ne, filtrira, ova meto

y sin ,

rukcija slike

onog i troug

inogram slinearno s jednog rag filtera.rne frekve

jekcije unaizmeu jei unazad.

jekcije una

a projekcija ima i ne

d .

[Cherry, 20

onog filtera

mnoi sanjegovom

p filtera (t loga rampcije. Na ovad, te senostavne i

ad za obje

a unazad se nedostat

3]

(Ram Lak

filterom taudaljenov. Ram Lfiltera je d

aj nain seoe rei dafiltrirane p

te u obliku

e i danase, npr. poj

filter)

o da seu od odk filter),a pojaaliminieje uloga

rojekcije

take.

oristi zavljuju se


28/99

23

razni artefakti, ako se podackolimatora). injenica je dafizike aspekte sistema za drasijano zraenje, itd. Ali, unajee koristi kod CT sken

Slika 1.24. Filtrirana projekcija unazad [Cherry, 2003]

1.1.11 Algoritmi iterativne rekonstrukcije

Prednost iterativnih rekonstslike uzimanjem u obzir svisistema akvizicije podataka)Osnovni koncept iterativne pribliava originalnoj slici ff *(x, y). Obino je poetna prkorak je raunanje projekcijprojekcije unaprijed, koja jesumiranjem svih intenzitetaprocijenjenu sliku. Tako genstvarno detektovanim projekslagati, ali na osnovu njihovbolje slaganje. Ovaj proces detektovanog sinograma ne slike kao stvarne, koja se za


29/99

24

Dakle, dvije glavne komponporedimo procijenjene i stvaosnovu prethodnog poreenIterativne metode rekonstrukompjutacionog vremena okapaciteta i brzina raunara Primjer koritenja iterativneReconstruction in Image Spsmanjuje um slike, te je mo

Slika 1.25. Iterativna rekonstrukcija


30/99

25

1.2 OSNOVE CT DOZIMETRIJE

Od poetka razvoja CT-a bilu konvencionalnoj radiologijer je oigledna razlika izmrotirajueg skeniranja koja s

Slika 1.26. Raspodjela doza u konvencionalnoj radiologiji i kompjuterizovanoj tomografiji

Raspodjela doza unutar pacradiologiju (Slika 1.26). Nasmanjenja doze od ulaska Xputa na izlazu [Nagel, 2002 U sluaju CT-a, zborasporeene u posmatranoj ruzak (kolimiran) snop zraesnopa. Nadalje, radioloka pdok se ne pokrije posmatranOva injenica je uzrok konfkompletnu seriju presjeka.Navedene specifinosti i razkompjuterizovanoj tomogralokalne doze i protokola preComputed Tomography Dose Index ). Proizvod doze i Dose Lenght Product )predstavlja mjeru integralnorazliitih modaliteta ili ocjeniako ova dozimetrijska veli


31/99

26

1.2.1 Dozni indeks kompjuterizovane tomografije - CTDI

Dozni indeks kompjuterizovkompjuterizovanoj tomograsusjednih ekspozicija. Znae

Slika 1.27. Grafiki prikaz CTDI [Tack et al., 2007]

CTDI je ekvivalent vrijednodozni profil sa Slike 1.27 trapresjeka, T. Dakle CTDI je posmatranog sloja (presjekapolusjenke (penambra) i kolCTDI se mjeri samo za jednkolinik integralne apsorbovjednak povrini ispod krive [Tack et al., 2007].Odgovarajua matematika koji je paralelan sa osom rot1 gdje je D(z) zavisnost doze jednog kanala du z-ose). Kkod SDCT je N=1. SI jedini


32/99

27

1.2.2 CT pitch faktor (p)

Pitch faktor (faktor proredarotaciji rendgenske cijevi i uobzir preklapanje susjednih presjeci dodiruju, ukoliko jea ukoliko je pitch vei od 1International Electrotechnic

gdje je d pomjeraj pacijentnog leT je nominalna dN jebroj simultanih tomografskiNT

je nominalna kolimacija snU sluaju MDCT postoji razpitch i drugi je beam pitch(SDCT, N=1) ne postoji razdetektorskih redova (MDCTdvoslojni skener (N=2), sa dBitna razlika izmeu SDCTdok se kod SDCT um slikeMDCT skenera moe automprima pacijent) ostaje relativ2001].

1.2.3 MSAD (Multiple Scan Average Dose)

MSAD (Multiple Scan Averi pitch-a. Potrebno je izvritMSAD predstavlja srednju skenirane duine (z=0), za inU praksi se uvijek realizuje zbog doprinosa koji potiu opresjeke sa nominalnom debpomjeraj pacijentnog leaja pomjeraj leaja od 7 mm (pi


33/99

28

Slika 1.28. MSAD, lijevo: 15 presjeka, T=10 mm, pitch=1; desno: 21 presjek, T=10 mm, pitch=0.7

[Tack et al., 2007]

Ukupni dozni profil za serijprvom sluaju u centralnompitch faktor jednak 0.7, za 2je pitch jednak 1.1.2.4 CTDI100

CTDI se mjeri cilindinom pencil ) jonizacionom komvazduhu. U standardnoj pro polymethylmethacrylate ) fantoma razliitih dijamtijelo pacijenta, dok se manjpedijatrijske preglede. Dozim100 se definie kao1 Dakle, CTDI100predstavlja integral radijza tano definisane granice iUvodi se jo jedna veliinunCTDINormalizovani CTDI je kolodnosno:

gdje je Q proizvod jaine str


34/99

29

Treba naglasiti da je normapredstavlja kapacitet skenerrazliitih ureaja i nema nik

Slika 1.29. Fantomi i jonizaciona komora za CT dozimetriju

1.2.5 Ponderisani CTDI (CTDIw)

Poto vrijednost CTDI-a varveliina pod nazivom pondw. CTDIw predstavvrijednost doze za posmatra100 u cen(c) i na periferiji (p) fantoma13 ,2314 , ,CTDIw se moe mjeriti odvojeno za glavu (PMMA 16cm) vr100,c) i na periferi100,p) su skidentine, to nije sluaj kadu centru iznosi priblino poli samim tim veeg slabljenjaAnalogno prethodnom i CTDw moe da bude norm

gdje je Q koliina nelektrisa1.2.6 Zapreminski CTDI (CTDIvol)

Dozimetrijska veliina koja uzima u obzir praznine ili pvol. CTDIvol predstsrednju dozu u ukupno sken


35/99

30

Ova doza se prikazuje na divol korigvrijednost CTDIw za vrijednost pitch faktw predstavlja sreravni, a CTDIvol predstavlja srednju apsMSAD-u pri granici integac

1.2.7 Proizvod doze i duine DLP ( Dose Lenght Product )

Sve prethodno navedene dokompjuterizovane tomografnastaje kada se postavi pitanputa vea od doze pregledu oba sluaja doza je jednaka.kao koliine apsorbovane endE po jedinici masedm, te sa poveautomatski se poveava i maAnalogno konvencionalnoj Dose Area Product ) mjera urizika (doze) za pacijente, uDose Lenght Product ), kojpredstavlja proizvod doznog

L je duina koja je kod sekva kod spiralnog snimanja kagdje jeTF -pomjeraj pacijentnog len-broj pomjeraja lT je nominpresjeka.Na Slici 1.30 je grafiki prikMSAD krive. SI jedinica za Ukoliko se radioloka pretrasuma DLP-ova svake pojedi Noviji skeneri na displeju pvol i DLP-a. DLPapsorbovane energije za posizlaganja jonizirajuem zravol kao iCT pregled karlice, ali e Dskenira.


36/99

31

Slika 1.30. Grafiki prikaz DLP-a [Tack et al., 2007]

1.2.8 Efektivna doza

Efektivna doza je parametarparcijalnih izlaganja, odnosnefektivnu dozu mogue je uprocjenu efektivne doze potobino dobije koritenjem Mza efektivnu dozu je sivert (izvorima jonizirajuih zraeTabela 1.2. Tipine vrijednosti efektivne doze za karakteristine pretrage u dijagnostikoj radiologiji

[Bongartz et al., 2004]

CT glave 1 - 2 mSv

CT grudi 5 - 7 mSv

CT abdomena 5 - 7 mSv

CT karlice 3 - 4 mSv

CT abdomena i karlice 8 - 11 mSv

CT angiografija 5 - 12 mSv

Radigrafija glave < 0.1 mSv

Radiografija zuba < 0.1 mSv

Radiografija grudi 0.1 - 0.2 mSv

Mamografija 0.3 - 0.6 mSv

Radiografija profila ki me 0.5 - 1.5 mSv

IVU 3 - 6 mSvDijagnosti ka angiografija 5 - 10 mSv


37/99

32

Efektivna doza se moe profantoma, prema relaciji [AAgdje je k teinski faktor, ij-1cm-1 i zavisi od pstarosne dobi pacijenta. U Ttijela .

Tabela 1.3. Normalizovana efektivna doza po DLP-u za odrasle i za pedijatrijske pacijente, razliitestarosne dobi i za razliite dijelove tijela [Bongartz et al., 2004]

Anatomski region k (mSv mGy -1 cm -1)

Starosna dob 0 godina 1 godina 5 godina 10 godina Odrasli

Glava i vrat 0.013 0.0085 0.0057 0.0042 0.0031

Glava 0.011 0.0067 0.0040 0.0032 0.0021

Vrat 0.017 0.012 0.011 0.0079 0.0059

Grudi 0.039 0.026 0.018 0.013 0.014

Abdomen i karlica 0.049 0.030 0.020 0.015 0.015

Trup 0.044 0.028 0.019 0.014 0.015

U Tabeli 1.3 konverzioni fapodrazumjevaju koritenje Cpodrazumjevaju koritenje CKoncept efektivne doze je pse u zatiti od zraenja korisepidemiolokim studijama iapsorbovana doza. U pacijenpostoji mogunost poreenjporeenja istih tehnika snimEfektivna doza (E) je zbir ekT u svim tkivima unutranjih i vanjskih izlagafaktorom tkiva ili organa wT. Moe se odrediti naE= wT HT= wRDT,RRT gdje je DT, Rprosjena apsorbovana ddok je wR teinski faktor zraenja. SVrijednosti teinskih faktoraT i wR su date u Tabelama


38/99

33

Tabela 1.4. Teinski faktori zraenja WR [ICRP, 2007b]

Vrste zra enja Teinski faktori zra enja WR

Fotoni, sve energije Elektroni i mioni Protoni i naelektrisani pioniAlfa estice, fisioni fragmenNeutroni KontinuiKontinuirana funkcija energ 2.5 18.2 , 1 MeV

5.0 17.0 , 1 MeV50 MeV2.5 3.25 . , 50 MeV gdje jeE n energija neutrona u MeV-

Tabela 1.5. Vrijednosti teinskih faktora tkiva ili organa, WT [ICRP, 2007b]

Tkivo ili organ wT wT

Kotana sr (crvena), debelodojka, ostala tkiva ili organi0.12 0.72Gonade 0.08 Mokrani mjehur, jednjak, jPovrina kosti, mozak, pljuv

Ukupno 1.00

*Ostala tkiva ili organi: nadlimfni vorovi, mii, oralnmaterica/grli materice.Ekvivalentna doza, HT, je apsorbovana doza T,R u tkivu ili organteinskim faktorom zraenjaR , za vrstu i kvalitet zH, wRDT,R gdje je D

T, R

prosjena apsorbovana dojedinica za ekvivalentnu doz


39/99

34

Ako je polje zraenja sastavR , ukupekvivalentna doza, HT, je izraena kao:H wRDT,R Apsorbovana doza, D, predsDddm gdje je d srednja energija koju jonizapremine V, odnosno jednApsorbovana doza obino oapsorbovanu dozu je grej (G-1.


40/99

35

1.3 DIGITALNA SLIKA

1.3.1 Reprezentacija digitalne slike

Monohromatska (crno-bijelaboje (za minimalan intenzitegovorei, slika je kontinuiraintenziteta sive boje te takvrijednostima, vri se diskrex i y u koordinatnom sistem4= 16 niDiskretizacija (digitalizacijaodreene vrijednosti, npr. sadva cijela broja. Diskretizacobliku kvadrata, ini jedan pN broj piksela po horizontalredova matrice).

Slika 1.31. Diskretizacija kontinuirane funkcije

Primjer diskretizacije kontinfunkcija podijeljena na odredodijeljena odreena vrijedndobija sve vjernije predstavluzorkovanja predstavlja brofrekvenciju uzorkovanja je ddots per inch broj taaka u jizmeu dva uzeta uzorka se na isti nain izvri diskretiza


41/99

iji je nnjegova

Slika 1.3

Dakle,dodjelj

uzet donijansi

ajmanji di veliina je

1. Digitalnai sadri p a) 3x4 pi

vaki pikselje jedna vri

oljan brojivih, tako

(kvadratpet odre

slika se sastoodatak o intsela, b) 12x

Slikaa) 16,

je opisanjednost int

piksela digi se dobija

ko je istana frekven

i od piksela.nzitetu nija6 piksela, c)

1.33. Primjeb) 8, c) 4 i d)

poloajemnziteta nij

talna slikaontinuiran

36

frekvencijaijom uzork

Svaki pikselsi sive boje.48x64 piksel

diskretizaci 2 nijanse si

u matricinsi sive boj

zgleda kaoi izgled boj

uzorkovanovanja [Do

je kvadratnOvdje je prea, i d) 192x2

ja nijansi sive boje [Jhn

igitalne slie, matrica s

da je konti (Slika 1.33

a po objegherty, 200

g oblika, imstavljena is6 piksela [J

e boje:, 2005]

e, a potoadri sve p

uirana, a s). Ljudsko

ose) jedan9].

a svoj poloa slika sa:hne, 2005]

se svakodatke o sli

a dovoljniko moe ra

piksel, a

j u mrei

pikselui. Ako je

brojemzlikovati


42/99

37

intezitete ija je razlika vea8= 256 nijtada 1 piksel zauzima 8 bitafrekvencija uzorkovanja) po[Jhne, 2005].1.3.2 Parametri slike

Slike visokog kvaliteta su ppredstavlja vjerodostojnost pnaina: pomou fizikih parposmatrai (obino ljekari raslike, tj. daju svoja miljenjabudu snimljene sa razliitimizvui zakljuci koji su uslotzv. ROC (Receiver Operator Characteristic ) krive. Ovo je suima svoj nain posmatranjaparametara slike i rezultata dobre rezultate u praksi, obradiolozi (subjektivno ili objFiziki parametri slike se msistem za dobijanje slike. Nai um. Prostorna rezolucija odnosno mogunost slikovnKontrast je razlika u intenzposljedica sluajnih fluktuacrazliite aspekte kvaliteta slipoboljanje jednog paramet[Suetens, 2009].Parametar kvaliteta digitalnartefakata na slici, odnosno Ovo je problem o kojem seuspostavljanje dijagnoze za nain njihovog nastajanja (nbeam hardening ) da bi se mogli prepozn

1.3.3 Kontrast

Kontrast predstavlja mogunrazlike u gustini posmatranointenzitetu izmeu dva posm


43/99

38

Fourierove transformacije stransformacije slika se razlopredstavljaju kontrast na razdobijanja slike, odnosno intefizikim karakteristikama obobjekta, a zavisi i od uslova Kontrast objekta je razlika uzraenja sa materijalom obje0 fotona X zra1.34), ija je debljina x, a li. Na desnoj spostavlja u snop zraenja, pbiti razliito oslabljen u razlovog objekta Cobj je dat kao [Bushberg et

A

BAC obj

gdje su A i B brojevi fotona(Slika 1.34), pri emu je: zx

0

x0

e NB

e NA

Poto je A > B, kontrast objobj e biti broj izmeuizraziti kao:zobj e-1C .Iz navedene relacije se vidi tj. od razlike debljina predjeobj e biti jednakoizmeu ta dva predjela, a akto se moglo i oekivati. Iz slabljenja, poveava kontrast obje

radiografiji [Bushberg et al.,

Slika 1.34. Objekat s razliitim predjelima A i B, na koji pada N0 fotona X zraenja


44/99

39

Kontrast detektora je odrezraenja u izlazni signal. Kakonane slike, poto razliiti naine pojaavanja kontrasu izlazni signal, se naziva kkrive za dva digitalna slikovlinearna (sistem B). Digitalnpodruja prikazuju razliitim(koeficijent pravca) karakter ) [BushbergAko je karakteristina krivakontrast detektora nee zavi(digitalni sistem A), najveiintenziteta zraenja kontrastekran-film sisteme, kod kojizatim opada.

Slika 1.35. Karakteristine krive za dva digitalna sistema: A logaritamska; B linearna[Bushberg et al., 2002]

Slika 1.36. Kontrast detektora za razliite slikovne sisteme [Bushberg et al., 2002]


45/99

40

Kontrast, posebno malih objintenziteta sive boje takvih o(Slika 1.37).

Slika 1.37. Odnos kontrasta i uma. Lijevo: objekat sa malim kontrastom i relativno malim umom slike je vidljiv; desno: objekat sa malim kontrastom nije vidljiv na slici sa velikim umom

Znaajna i esto koritena m-contrast to noise ratio ), a definisan je kao [BCNR A - B (1.3)gdje je sa oznaen um, akasnije obrade digitalne slikjedna prednost uvoenja konROI (Region Of Interest ) metode, koja je dostraunarskih aplikacija za pri1.3.4 Prostorna rezolucija (visoki kontrast)Rezolucija na odreeni naikarakteristike sistema za dobnjihova veliina i razmak. Nvoksela, odnosno piksela.Dvodimenzionalna CT slikaslike su prostorne dimenzijeslikovnog sistema, odnosnodimenzije (npr. duina i irinProstorna rezolucija se moetake na tamnoj podlozi, obrazmazani krug se naziva fu point spread function ). Indikmjera rezolucije je puna iri full width at half maximum )funkcije razmazane take PSFWHM, ili krau udaljenost


46/99

stopitina slici

Sistemjedna d

rezolucAko je(line spstimulaporavn[Bushb

Poredkoja jeodgovo1.40). F

jednu (Sliredstavlja

ma bolju prugoj. Kad

ja izgubljenezolucija iead functios. LSF se lti sa fokurg et al., 20

Slika 1.3

SF i LSF mata kao Foa slikovnounkcija mo

a 1.39). Darezoluciju

ostornu re se take

a, kao to jta u svimn), koja prake ekspeom sistem02].

Slika 1.3

9. PSF dvije

oe se koririerova tr sistema ndulacije tra

le, najmanatog sistem

oluciju, aktoliko pribl

sluaj na Smjerovima,dstavlja st rimentalno, dok se

8. Svi etla ta

take na ma

stiti i funkcnsformacij sinusne stinsfera MT

41

a udaljenoa za dobija

moe prikie da se

lici 1.39.praktinij

arnu slikumjeri od Pod mjeren

ka na tamn

joj udaljen

ija optiko PSF. OTF

mulanse, k (modulati

t na kojoj jje slike.

azati odvojie na raz

je koristit anke linije,SFa, potoa PSF mo

j podlozi i n

sti od FWH

transferazraava relje su funkcn transfer

mogue ra

no dvije taikuju kae

funkciju rtj. odgovor

se mora saaju poravn

ena slika

postaju je

OTF (opticativnu ampje prostornunction ) je

zlikovati d

ke koje suse da je p

azmazane l sistema na

o jedna dati dvije d

na taka

l transferlitudu i fazih frekvenc amplituda

ije take

sve blierostorna

nije LSFlinearni

imenzijamenzije.

unction ),i pomakija (Slikafunkcije


47/99

optikopo jedn

MTF slfrekvenkontrasprocenprostor

MTF sekoji se

Slika 1

ZavisnoMTF. t (opada)2002].

Slika

transfera,m milimet

Slik

ikovnog sicija, a mota. MTF dat kontrastae frekvenc

moe izraogu ekspe

.41. PSF i od

st izmeu Lo funkcija L, pa se i M

1.42. Zavisn

tj. MTF = |u (lp / mm

a 1.40. Primj

stema je,ulacija sist je jako do objekta koije) sniman

unati kao (imentalno

govarajui

SFa i MTFaSF postajeF funkcija

st LSF i MT

TF |. Rezol za odree

er sinusnih s

ustvari, grema je izlar opis pi je snimljeg objekta [

iskretna)izmjeriti [S

TF = | OTF

je prikazanira (tj. tomoe koris

F; na vrhu j

42

ucija se mou malu am

timulansa ra

afik zaviszni kontraostorne ren datim sliZarb, 2010]

ourierovaetens, 200

|, na x-osi su

a na Slici 1.e rezolucijtiti za opisi

najbolji sist

e izraziti kplitudu [Su

zliitih prost

osti modut, koji je

zolucije sliovnim sist

.

transforma].

prostorne r

42, gdje jeloija), to

vanje kara

em, a na dn

o broj partens, 2009

ornih frekve

lacije sist ormalizovovnog sis

emom u fu

ija PSF-a il

zolucije u lp

a lijevoj st e MTF sveteristika sl

najloiji [B

va linija ko].

ncija

ma od prn pomouema. MTFkciji od ve

i LSF-a (Sli

/mm [Sueten

ani LSF, abre pribli

ike [Bushb

shberg et al.

i se vide

ostornihulaznogoslikavaiine (tj.

a 1.41),

s, 2009]

a desnojava nulirg et al.,

, 2002]


48/99

Razlikunastao(kao istatistiporeeobjekti

Slika

Emisijafunkcij

gdje jevarijabl

U Poisparame

UobiajAko je

al., 200

Dakle,jer je br

Kvalitetkao [Bu

1.3.5 u

u se tri vrsiskretizaci

svakog drka prirodaju sa intena na slici (

.43. Najman

i detekcij gustoe vj

mP x =x

sluajna ve x).

onovoj rastra m Poiss

= m .

no je da s broj foto

]: = N

ivo uma noj fotona P

digitalne slshberg et al

CNRN

te uma: kom signalagog elektrdobijanja szitetima olika 1.43)

e uma je n

X zraenjrovatnosti

- m e!

rijabla, a

podjeli senove slua

srednji bra po svako

a slici se missonova sl

ike je odre., 2002]:

N

N N

antni ili st u detektoromagnetnoike i opisajekata na sBushberg e

slici lijevo,slici s p

a podlijedata sa [Pa

parametar

standardnne varijabl

j fotona popikselu s

oe kontroluajna varij

en odnoso

43

tistiki uma. Poto jg zraenja)a je kvant lici, u njemt al., 2002].

najvie naorastom niv

zakonimali, 1988]:

Poissonov

devijacija x, kao:

jedinici polike, tada

isati (srednabla.

kontrasta

, um uslije emisija, i sluajniim umomu se mogu

esnoj slici.a uma

statistike

raspodjel

(koja opi

rine, kojium po s

jim) broje

i uma, izr

ed elektronterakcija iroces, neislike. Ako jizgubiti zn

ostepeno se

Poissonove

(oekivan

uje um)

proizvodeakom piks

fotona koj

z (1.3), koji

ike u sistedetekcija Xbjeno jee nivo umajne infor

gube inform

raspodjel

vrijednost

moe izra

liku, oznalu biti [Bus

i proizvode

se moe pr

u i umzraenjaprisutnaa velik umacije o

cije na

, ija je

sluajne

unati iz

va sa N.hberg et

tu sliku,

edstaviti


49/99

44

Slika e biti kvalitetnija akosignal tonoise ratio ). Naprimjer, da bi se CNmora poveati 4 puta, to znda se kvantni um ne moe druge izvore uma u sistemuindeks (i time bolja slika), a

1.3.6 DICOM format - Digital Imaging and Communication in Medicine

DICOM predstavlja sveobuhu medicini. Razvijanjem ovmodaliteta, neovisno o tipu DICOM nudi niz razliitih fstvaranja radnih lista i umreSystem). U zaglavlju DICOime operatora i interpretatori na bilo kojem PC raunaruDICOM slika je idealna za sistema, ali nije pogodna zapotrebno njeno komprimiran

1.3.7 Prednosti i nedostaci DICOM formata

DICOM je standardizovao rmedicinskih sistema. Uniforprilikom premjetanja pacijepodataka vezanih za pacijeni rasprostranjen standard.Znaajna prednost DICOM-digitalnih slika i podataka, jmnogo ga je lake slati i prneminovno opada uslijed stane susreemo sa takvim proodreeni uslovi da bi, to je Bitna osobina DICOM-a je format. DICOM definie svobaveznih polja koja morajmodaliteta popunjena, a kod


50/99

45

Glavni nedostatak DICOM-poruke, tako da se javlja neopcionim poljima nastaje prpoto razliiti modaliteti zaamplituda, a isti broj alokacpreeksponirana ili nedovoljnruno podesiti.

1.3.8 DICOM kriva

U radiolokom okruenju bebilo kojem prostoru unutar skale moe varirati ak i ko2011], definiu se karakterisZa prikaz medicinskih slika konzistentnost prikaza tokomodalitetu na kojemu nastajkoliini i rezoluciji slika kojCT slike rezolucije 512x512bez gubitka informacija.

Slika 1.44. DICOM kriva opisuje osjetljivost oka u zavisnosti od kontrasta

Vano je da su monitori kaliput kada se pregleda. LCDambijentalnim uslovima i p


51/99

46

osigurala uslaenost kvalitemonitora.DICOM kriva (Slika 1.44) jkontrasta. Oko je osjetljivijosvijetljenosti. Da bi se osigljudski vid, tj. reagovanje ljuslika je prikazana na skali ovrijednosti sive skale je pra2 i 4000 2,to je vidljivo ljudskim okom


52/99

47

2. MATERIJALI I METODE RADA

2.1 Catphan fantom

Catphan je komercijalno doNY, u obliku valjka, koji se objektivnih fizikalnih paramprovoenje kontrole kvaliterazliitim parametrima snimtopogram snimljen CT ureaModularni dizajn fantoma ojednog od drugog. Fantom C Modul CTP404, slui za pkrunu simetriju monitorapiksela i senzitometriju (ta Modul CTP591, sadri zraunanje MTF funkcije i Modul CTP528, slui za p Modul CTP515, slui za p Modul CTP486, slui za p

Slika 2.1. a) Koriteni Catphan fantom 600(uz odobrenj e KCUS)


53/99

Slika

Modulbrojevaunutar

.1. b) Topo

TP486, prii uma (st ntervala 2

ram Catpha

Slika 2.2. M

kazan na Slandardne0HU od vrij

600 fanto

duli fantom

ici 2.3, korievijacije Cednosti CT

48

a snimljen

Catphan 6

sti se za pr brojeva),roja vode.

T ureajem

0 [Catphan

ovjeru unif napravljen

SIEMENS(

anual, 2009

rmnosti slje od mate

z odobrenje

]

ke i odreirijala sa C

KCUS)

anje CTbrojem


54/99

49

Slika 2.3. Modul CTP486 snimljen pomou CT ureaja (uz odobrenje KCUS)

Modul CTP404, prikazan naodnosu na z-osu, od kojih jeirina presjeka, kao i eventu(u milimetrima) izmjeri se dsa faktorom 0.42 (tangens 2

Slika 2.4. a) ematski prikaz modula CTP404 [Catphan manual, 2009]


55/99

50

Slika 2.4. b) Modul CTP404 snimljen pomou CT ureaja (uz odobrenj e KCU S)

Prostorna linearnost i veliikoje su postavljene u ugloveZa provjeru tanosti CT brounutar modula CTP404, koj(polietilen niske gustine) i z

Tabela 2.1. Materijali u modulu CTP404 [Catphan manual, 2009]

Materijal Hemijski sastavLinearni koeficijenslabljenja na 100 ke(cm-1) Gustinaelektrona(1023 el/g)Nominal(HU)Zrak 0 3.007PMP C6H12(CH2) 0.143 3.435LDPE C2H4 0.158 3.429Polistiren C8H8 0.170 3.238Voda H2O 0.165 3.343Akril C5H8O2 0.194 3.248DelrinTMzatieno 0.218Teflon CF2 0.315 2.889

Modul CTP528, prikazan naparom linija po centimetru, izmeu linija: od 0.5 cm do

bead

) koji su ugra


56/99

materijodnosn

Slika 2.

Modulsa nomi

po z-osmm i

l i koristeMTF.

. Gore: em

a niski konnalnim kon

, dok su pr mm. Ove

e za procje

tski prikazp

trast CTP5trastom (u

nici disko3 grupe s

nu PSF fun

odula CTPomou CT u

5, prikazaodnosu na

va u grupalue za pr

51

cije CT ur

28 [Catphaeaja (uz o

na Slici 2.odlogu) od

a 15 mm,vjeru kon

aja, iz koj

manual, 20obrenje KCU

se sastoji0.3%, 0.5

9 mm, 8 mrasta obje

se moe o

9]; dole: moS)

d meta po i 1.0%. M

, 7 mm, 6ata veih

drediti LSF

dul CTP528

stavljenih ute su duin

m, 5 mm,od jednog

funkcija

snimljen

3 grupee 40 mm

4 mm, 3presjeka


57/99

52

(supraslice). Ovaj modul sad3 mm, 5 mm i 7 mm, a preprovjeru kontrasta objekata

Slika 2.6. Gore: ematski prikaz modula CTP515 [Catphan manual, 2009]; dole: modul CTP515 snimljenpomou CT ureaja (uz odobrenje KCUS)


58/99

53

Catphan fantom se uvijek poFantom se pozicionira pomopozicioniranja fantoma se obNakon potvrde ispravnog pskeniranjem. Vie nije potremoduli postavljeni na tano

Tabela 2.2. Udaljenosti modula unutar fantoma [Catphan manual, 2009]1

Modul Udaljenost CTP591 33mmCTP528 (21 linijski par)CTP528 (zrna) CTP515 110 mCTP486 159.5mU svakom od modula postojsloja.

2.2 Osnovne karakteristike koritenih CT ure aja

Za ispitivanje parametara slSarajevo, Odjela za radiolog GE Light Speed 64 slojni Siemens Somatom Emotioeste generacije, instaliranNa oba CT ureaja su vren2.3 Postavka snimanja na CT ure ajima

Za provjeru parametara slikizocentar gantrija CT ureajCT ureaju i nakon toga su prema preporuci proizvoa2009]. Ispravno pozicioniran1 Modificirano, u skladu sa kori


59/99

54Slika 2.7. Koriteni CT ureaji SIEMENS (slika gore) i GE (slika dole)(uz odobrenj e KCUS)


60/99

55

Sve slike su dobijene koritedobijanje slike eljenog dijesniman na tano odreenim u skladu sa podacima iz TabPozicija poetnog modula Cureaja. Nakon odreivanja kojima su snimani ostali momogue koristiti zbog zamufantoma (modul sa markeromGlavni dio eksperimentalnopostavljanim raznim kombiparametri snimanja: napon r(mAs) i irina sloja koji se vrijednost CT doznog indekvol, koji je biljeen sasvaku kombinaciju parametaMogunosti promjene paramsu koritene sve vrijednosti datog CT ureaja. Za ureajZa ureaj proizvoaa SIEMRaspon koritenih vrijednosmAs i 400 mAs, i 1.25 mmkoritene vrijednosti 100 mAnaelektrisanja u cijevi (mAsekspozicije. Na ureaju proiodgovarajue vrijednosti japroizvoaa SIEMENS je kza dobijanje koliine naelekvrijeme ekspozicije je bilo 1karakteristika rendgenske civisokim naponima i jainammogue postii na svim napOve vrijednosti su odabranesnimanja za date CT ureajevrijednosti doznog indeksa Cparametri snimanja su pokrpacijentnim protokolima snzavisnosti od doze koju primOstali parametri u poetnimvano naglasiti da je uvijek Sve slike Catphan fantoma, u DICOM formatu na CD-u


61/99

56

2.4 Nain oitavanja parametara kvaliteta dobijenih slika

Oitanja i prikazivanja slikapomou aplikacije Sante Dna internet stranici:www.santesoft.com), na personalnomsvakog od modula Catphan Za oitavanja vrijednosti CTSelection Circle Tool ,pomou koje su se oznaavaRegion of Interest ), tepomou opcije aplikacijeSelection Info su oitavane sredROI-a i standardna devijacijPrilikom obiljeavanja metaSelection Circle Tool posebna paispravnom pozicioniranju Rse moe pojaviti velika devivoksela za GE i 489 vokseljednake, a brojna razlika je Display Field of View ) zarazliite CT-ove.Za vizuelno oitavanje vidljcentar prozora (WC) uzimavrijednosti CT broja mete (noduzimala vrijednost CT brbackgrounda ) u blizini meudaljenosti od centra fantombrojem podloge, ime je zaduzimala vrijednost od 10 HUPrimjer oitanja broja vidljimodula CTP528 za odreivaCT brojeva visokokontrastnUz pomo slika modula CTContrast to Noise Ratio (CNR indmetu dijametra 15 mm sa ko(CTmeta), srednja vrijednost CT bpodloga) i standardn(SD

podloga

). ROI za metu je postavljza podlogu je postavljan na i ROI mete. Na Slici 2.8 je izrazom (1.3), CNR indeks sCNR (2.1)Dobijene vrijednosti CNR izavisnosti od promjena para


62/99

57

Slika 2.8. Modul CTP515 fantoma pripremljen za vizuelno oitanje broja vidljivih meta(uz odobrenjeKCUS)

Slika 2.9. Modul CTP528 fantoma pripremljen za vizuelno oitanje broja vidljivih meta(uz odobrenjeKCUS)

Procedura oitavanja slike mprethodnoj, jedina razlika jeu obiljeenom sredinjem di2.11.


63/99

58

Sve oitane vrijednosti paratabelarno u Prilogu 5.2.

Slika 2.10. Primjer postavke ROI-a (Region of Interest) pomou aplikacije za oitavanje CT brojevavisokokontrastnih meta modula CTP404(uz odobrenj e KCU S)

Slika 2.11. Postavka ROI-a za oitanje CT brojeva sredinjeg i perifernih dijelova slike modula CTP486(uz odobrenje KCUS)


64/99

59

3. REZULTATI I DISKUSIJA

3.1 Statisti ka obrada rezultata za CT brojeve i CNR indeks

Prije statistike obrade rezuraspodjele. U Prilogu 5.1.1 jtog testiranja. Zakljueno je0 hipoteza dnormalne raspodjele na nivo = 0.05.Pretpostavka o normalnosti promjenjiva faktora, pomosignifikantnost razlika posmparametra snimanja (npr. mANivo pouzdanosti za sva tes0 hipoteza je ovrijednost bila manja od zad.Testiranje signifikantnosti raCatphan fantoma, snimanu ni pri promjenjivim parametrna nain kako slijedi.Tablina (referentna) vrijednbrojeva za teflon pri razliitsignifikantnost razlika izmetestirana pomou odnosa oAnaliza varijance sa dva provrijednosti Fi i Fj se porede sa kritinim v0, na osnovu kose odbacuje ili prihvata H0 hipoteza o nepostojaparametara snimanja. Vrijedi se odnosi na uticajvrijednosti, a Fj na uticaj napona. Izraui = 0.095 ij = 18.Kritina vrijednost veliine 0, za vrijednost 0.05, za6 je 5.14, dok za stepen slobPoto je Fi < F, nema dokaza (premavrijednost 0.05), odbaci H0 hipoteza, o ne postojvrijednosti.Tabela 3.1. Oitane vrijednosti CT broja u HU za teflon, pri konstantnoj vrijednosti 100 mA i razliitim

parametrima kV i mm;

kV mm1,25 2,5 580 974,69 990,12 100 973,33 966,74120 959,02 954,29140 942,98 938,5


65/99

60

Tabela 3.2. Odnosi oitanih CT brojeva iz Tabele 3.1 i tabline vrijednosti CT broja za teflon

kV mm 1,25 2,5 580 0,98 1,00 1,0100 0,98 0,98 0,120 0,97 0,96 0,140 0,95 0,95 0,Poto je Fj > F, H0 hipoteza o ne postojavrijednosti, se moe odbacitpostoje signifikantne razlikeDakle, provedena statistikasignifikantno mijenjaju pri p

irine sloja ne utie signifika3.2 Tanost CT brojevaPregled rezultata svih oitanPrilogu 5.2. Na osnovu tih vrijednosti CT brojeva na nrazlika CT brojeva, snimanioba koritena CT ureaja i si 3.4. U tabelama je dat odgna nivou pouzdanosti od 950 hipotezomsignifikantne razlike. DakleDA, to znaizmeu CT brojeva snimljenpostoje signifikante razlike nanivou pouzdanosti od 95%, NE, to znai daparametrima snimanjane postoje signifikantne razlike meu vrijednnivou pouzdanosti od 95%.Na osnovu rezultata iz Tabesignifikantno utie na vrijedureaja, pri konstantnoj vrijsloja (mm) ne utie signifikrazlikuju, ali to je posljedicakalibriu na vrijednost CT buzima kao referentni materijsadre veliki procenat vode.


66/99

61

Tabela 3.3. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti mAs ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa GE

GE mAs kV mTeflon

100 DA NE200 DA NE400 DA DAPolystyrene100 DA NE200 DA NE400 DA DALDPE100 DA DA200 DA NE400 DA DAPMP100 DA DA200 DA NE400 DA DA

Zrak100 NE DA200 NE DA400 DA DADelrin100 DA NE200 DA NE400 DA NEAcrylic100 DA NE200 DA NE400 DA NETabela 3.4. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti mAs ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa SIEMENS

SIEMENS mAs kVTeflon100 DA NE200 DA NEPolystyrene100 DA NE200 DA NELDPE100 DA NE200 DA NEPMP100 DA NE200 DA NEZrak100 NE NE200 NE NEDelrin100 DA NE200 DA NEAcrylic100 DA NE200 DA NE

Moe se prihvatiti da promjosnovu rezultata testiranja ukonstantnoj vrijednosti irinvidi da promjena parametra


67/99

62

Tabela 3.5. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti mm ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa GE

GE mm kV mATeflon

1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA NEPolystyrene1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA NELDPE1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA NEPMP1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA NE

Zrak1,25 NE DA2,5 DA DA5 DA NEDelrin1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA DAAcrylic1,25 DA NE2,5 DA NE5 DA NETabela 3.6. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti mm ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa SIEMENS

SIEMENS mm kVTeflon1 DA NE5 DA NE10 DA DAPolystyrene1 DA NE5 DA NE10 DA NELDPE1 DA NE5 DA NE10 DA NEPMP1 DA NE5 DA NE10 DA NEZrak1 NE NE5 NE NE10 NE NEDelrin1 DA NE5 DA NE10 DA NE

Acrylic1 DA NE5 DA NE10 DA NE


68/99

63

Iz Tabela 3.7 i 3.8 se moeodreenom konstantnom navrijednosti CT brojeva metabrojeva dobijenih na pojedinrezultate na CT ureaju GEbrojeva, u pojedinim sluajezraka i teflona su relativno vprihvatiti prethodno opaanjrezultate, dobijene snimanjeDakle, rezultati ovog ispitivmAs i mm, na dva koritenamogle signifikantno uticati trebali uticati signifikantno energiju proizvedenog X zraprolasku kroz materiju (to jCT broj definisan pomou lnapona na cijevi uticati na v

Tabela 3.7. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti kV ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa GE

GE kV mAs mTeflon 80 NE N100 NE DA120 DA DA140 NE DAPolystyrene 80 NE100 NE NE120 NE NE140 NE NELDPE 80 NE N100 NE NE120 NE NE140 NE NEPMP 80 NE N100 DA NE120 NE NE140 NE NEZrak 80 NE DA100 NE DA120 DA DA140 NE DADelrin 80 NE N100 NE NE120 NE NE140 NE NEAcrylic 80 NE100 NE NE120 NE NE140 NE NE


69/99

64

Tabela 3.8. Rezultati testiranja razlika CT brojeva snimljenih pri konstantnoj vrijednosti kV ipromjenjivim vrijednostima druga dva parametra snimanja na ureaju proizvoaa SIEMENS

SIEMENS kV mATeflon

80 NE NE110 NE NE130 NE NEPolystyrene80 NE NE110 NE NE130 NE NELDPE80 NE NE110 NE NE130 NE NEPMP80 NE NE110 NE NE130 NE NE

Zrak80 NE NE110 NE NE130 NE NEDelrin80 NE NE110 NE NE130 NE NEAcrylic80 NE NE110 NE NE130 NE NE

Prihvatanje odluke da se CTi sa izvjetajima drugih istrabrojeva meta Catphan fantotom istraivanju, doli su dobrojeva na slikama dobijeninaponima cijevi na razliitimmeta Catphan fantoma, koje2010].Jo u ranim osamdesetim gokoristi apsolutne vrijednostivrijednosti CT brojeva [Levtreba koristiti oprezno i zbooitanog na vie CT ureaja1987; McCullough et al., 19

3.3 Kontrola kvaliteta ta nosti CT brojeva

Pri kontroli kvaliteta slike Creferentnih vrijednosti. Vrijelegislative i preporuka relev


70/99

65

No.91 [EC RP No.91, 1997vrijednosti, dok ameriki ACureaja propisuje da odstupamaterijale [McCollough et aU Bosni i Hercegovini odstuod 20 HU, a za ostale mateDravne regulatorne agenciujedno i preporuka EU iz 20su stroiji zahtjevi pri kontrbroja za vodu iznosi 4 HU Ako se navedeni kriteriji dodobijene rezultate i referentn(Tabela 2.1), za CT ureaj pprimjeuje se da postoje veznaajno manje ukoliko bi scijevi pri kojem se obavlja snije zadovoljen na naponu oodstupanje je kod teflona, gKod ureaja SIEMENS kritLDPE i PMP, te na naponu oza teflon, gdje nije zadovoljPostojea odstupanja vjerovmaterijale koji se obino snnajee koriste. Napon od 8i nastaju odstupanja pri kontHU, to je mnogo vee od Ckontroli kvaliteta. S druge stpri relativoj greki od 3%, dpri relativnoj greki od 30%da bi bilo bolje izraziti dozvreferentne vrijednosti CT brSve navedeno upuuje na vkalibracije CT ureaja, prilipostavljaju njegove referentprovodi se redovna kontrolaprihvatljivosti novoinstaliranBosni i Hercegovini su, takekspozicije [DRARNS, 201


71/99

66

3.4 Uniformnost CT brojeva, odre ivanje intervala povjerenja

Za svaku snimljenu sliku mbrojeva na osnovu uzorka o2.11). Raunata je srednja vdonja i gornja granica interv. Intervalsu odreivani na nain dat uOitane vrijednosti CT brojesu date u prvih 5 kolona Tabstandardna devijacija uzorkakoloni je data apsolutna vrijmoe biti meusobno odstupInterval povjerenja pokazujeiz koje je uzet uzorak, na ospouzdanosti (npr. 95%). Dakse trebala nalaziti srednja vruzet uzorak, na nivou pouzdintervala povjerenja predsta(procijenjenih na osnovu bilTabela 3.9.Oitani CT brojevi slike snimljene pri sljede im parametrima snimanja: 120 kV,200 mAs,1.25 mm

ROIcentarROI 12h ROI 3h ROI 6h

srednjavrijednostSD

Donjagranica

GornjagranicaRazlik12.77 12.4 11.66 11.14 Intervali povjerenja CT brojpomou kojeg se provjeravaZa graninu vrijednost dozvprihvatiti odstupanje od 8 Hda je dozvoljena razlika don

zadovoljen na dvije slike snii 100 kV, 100 mAs, 1.25 mm3.5 Kontrola kvaliteta uniformnosti CT brojeva

Redovna kontrola kvaliteta uuniformne module, obino spriblian CT broju vode. Slsredinjeg i perifernih dijeloHU, to predstavlja granicu


72/99

67

Primjenom ovog kriterija nadvije slike, snimljene na uresnimljene pri parametrima 8snimljene pri svim koritenzadovoljavaju navedeni kritsrednje vrijednosti CT broje5.4.1 (ureaj GE) i 5.4.2 (urUkoliko se uzme stroija v[McCollough et al., 2004, ASIEMENS ne bi zadovoljileprovjere, odnosno kao granodstupanja.

3.6

Niski kontrast i CNR indeks

Signifikantnost razlika CNRpromjenjiva parametra snimtestiranjem vrijednosti oitaPregled rezultata statistikihCNR indeksa, prikazan je u osnovu kojeg je analiziran uTabela 3.10. Ureaj proizvoaa SIEMENS, uticaj parametara snimanja na CNR

SIEMENS kV mACNR80 DA DA110 NE DA130 NE NECNRDA100 DANE200 DACNRDA DA1NE NE5NE NE10 Tabela 3.11. Ure

aj proizvoaa GE, uticaj parametara snimanja na CNR

GE kV mAs mCNR

80 DA DA100 DA DA120 NE DA140 DA DACNRNE100 DADA200 DADA400 DACNRDA DA

1,25

DA DA2,5DA DA5


73/99

68

Iz prikazanih rezultata, moindeksa za oba ureaja. Kolindeksa kod ureaja GE, dona nivou pouzdanosti od 95irine sloja, od 1.25 mm, 2.5slojnog CT-a SIEMENS kor

3.7 Kontrola kvaliteta niskog kontrasta i CNR indeksa

Iz definicije CNR indeksa (standardna devijacija CT broi podloge. to je CNR indekkontrolu kvaliteta niskog korijeima, ukoliko je vrijednzadovoljiti kontrolu kvalitetmoe koristiti kada je potrebje potrebno imati sliku sa doPrimjenom kriterija, da je svrijednosti dobijenih CNR iprimjetiti da jedna slika dobpotrebni kvalitet. Slika sa urmAs, 1 mm. etiri od est s100 mAs i irini sloja od 1.mijenja s promjenom irine injenicom da je CNR indekvrijednostima jaine struje, na tako snimljenim slikama.Modul CTP515 Catphan fanureaja pomou ugraenih mmodula je dat u Prilogu 5.2oitanjima. Oitanja iz navedate slike, te njihovu meusKontrola kvaliteta niskog kose postavi referentno stanjeparametrima snimanja, te seslike. Ova metoda je subjektposluiti kao pokazatelj da odreena podeavanja.


74/99

69

3.8 Prostorna rezolucija

Prostorna rezolucija, ili kakoCT ureaja da razlikuje dvaprostorne rezolucije se prov(razlika kontrasta izmeu pofunkcija zamuenja (blurring ) prisutnog na CT slparovima markirnih linija vresolution pattern ), sa odreprostornih frekvencija (od 1funkcije transfera MTF [AAProvjere visokog kontrasta smarkirnih linija po centimetmodula CTP528 Catphan favidljivo ili 6 ili 7 parova maProstorna rezolucija najviemijenjane u ovom radu, a putiu na prostornu rezolucijnaprimjer, provoeno je istrzakljueno da smanjenje doz

3.9 Kompromis izme u doze i parametara kvaliteta slike

3.9.1 Kvalitet slike i pacijentna doza

Slike visokog kvaliteta nisu(npr. nizak um, srednja ili (mjerljivi) parametri slike, kosobine slike relevantne za pkvaliteta slike je kompleksasubjektivna percepcija posmZnaajno smanjenje doze mlezija. Takoe, vidljivost lezpacijenta, nije nuno bolja odozama [EC, 1999; Karla etrekonstrukcije slike pomaetehniarima u dobijanju optiIako je jako vano smanjiti oboljenjima, operatori CT uda postignu potrebni kvaliterizik od pogrene dijagnoze


75/99

70

mogueg razvoja tumora indpogrene dijagnoze (npr. nedvidljive jako brzo, iako je mdozom za pacijenta [Martin,Dobijanje slika sa najveimjonizirajueg zraenja u dijapitanje, na koje je teko datimogua slika pomou CT umanjom dozom? Prema prosmanjenjem rizika induciransmanjenja doze ne dijagnosstanovnitvo (pacijente) se pParametar koji najvie utievremena ekspozicije, odnosskeniranja mora se voditi ranepotrebno prevelikog izlagtoga se koristi automatska knaelektrisanja cijevi u zavisdostupna na svim novijim u

3.9.2 um i kontrast slike

Neki parametri kvaliteta slikartefakti usljed pokreta pacikvaliteta slike su um i kontum je direktno povezan samA), koju primi pacijent rekvantitativno opisati standardozom i kvalitetom slike. uodnosu na okolno tkivo, kojCT-a plua, CT kolonografijvei nivo uma (to znai i mtkivu [ICRP, 2007a].Dakle, izbor parametara sniMeutim, subjektivna prihvvelikom tjelesnom teinom anatomskih osobina pacijensnimanja za pacijente razlipohranjivanje vie razliitihKod razliitih modela i proiutiu na udaljenost izmeu f


76/99

71

zatim razlike u filtraciji snoelektronici za prikupljanje pum slike dobijene pri odremoe znaajno odstupati odAko se koriste isti protokolipri istoj dozi za pacijenta naKontrast slike je odreen pKontrast zavisi od napona rSmanjenje napona moe smsmanjuje kontrast. Ujedno, nZa skeniranje se obino korpacijenta da bi se to vie pminimiziralo zamuenje usliTakoe, eksperimentalna isti do 35%, bez signifikantnosmanjenju napona cijevi sa snimanje sa niskim naponomum i niski kontrast slike separametara CT snimanja. Ukontrastu skeniranog anatom

3.9.3

Kvalitet rekonstruisane slike u zavisnosti od debljine snimanog sloja

Kolimacija detektora ne morekonstruisane iz slojeva sapodataka dobijenih iz kanalrekonstruie slika (3-5 mm) skenera (5-10 mm) [ICRP, 2Smanjenjem debljine sloja, CT broj (nijansa sive na slicvoksela, se uveava kako semanja od irine sloja iz kojepoveava, sa smanjenjem ividljivost sitnih detalja se polezija u jetri (koje su veliinusrednjavanja vrijednosti CTS druge strane, prilikom izbirinu sloja i eljeni nivo umpacijentnoj dozi irina sloja oko 39%, dok poveanje irpoveati pacijentnu dozu i p


77/99

72

3.9.4 Optimizacija parametara snimanja

Prethodno iznesena zapaanrazliitim parametrima snimvrijednosti CT brojeva pri snsloja i jaine struje u cijevi (Za kliniku upotrebu prilikonajee CT broj posmatrangdje je kontrast izmeu zdra2002].Vrijednost CNR indeksa od parametrima 110 kV, 100 mpri istim parametrima snimaDakle, pacijentna doza se ma da pri tome vrijednost CNdaju manji CTDI indeks je uduinama po zosi, zbog zairini sloja od 5 mm, i navedunutranjem krugu), dok je pSlino poreenje se moe nparametrima: 120 kV, 100 mmGy. CNR indeksi za obje svei (za 0.1), ali CTDI prvebila malo bolja kod slike s vona sa kontrastom 0.5%.Iz svega navedenog je jasnopri klinikoj upotrebi CT urpacijentnu dozu bez znaajnpacijenata, odnosno napravikliniko ispitivanje u saradnnivo kvaliteta slike, za posta


78/99

73

4. ZAKLJUAK

Slike visokog kvaliteta nisu (npr. nizak um, srednja ili (mjerljivi) parametri slike, kosobine slike relevantne za pkvaliteta slike je kompleksapercepcija posmatraa slike,Iako je jako vano smanjiti slike u zavisnosti od posmaispravne dijagnoze. Parametbrojeva, niski kontrast slike slike. Posmatrana je zavisnoureaju, i to: napona u cijev(mm). Koritena su dva CTdijagnostiki CT, proizvoaproizvoaa SIEMENS.Parametri kvaliteta slike su ureajima. Moduli Catphankvaliteta slike, te uporeivakontrole kvaliteta CT ureapreporuljivo je imati poeteventualna promjena paramKontrola kvaliteta vrijednosod referentnih vrijednosti, sodstupanje od dozvoljenog odstupanja za ostale materijProvedena statistika analizsignifikantno mijenjaju pri psignifikantnih razlika pri prpouzdanosti od 95%. Zavisnreferentne vrijedosti CT brotestu prihvatljivosti ureaja.Kontrola kvaliteta niskog koitavanjem broja vidljivih kvaliteta niskog kontrasta Cmodula, tako to se postavi odreenim parametrima snimniskom kontrastu slike. Ovavidljivih meta, ali moe pospotrebno izvriti odreena p


79/99

74

Ukoliko je vrijednost CNR kontrolu kvaliteta i kombinakada je potrebno posmatratiimati sliku sa dobrim niskimUniformnost slike zadovoljaperifernih dijelova slike moodstupanja. Koritenjem krisamo dvije snimljene slike raunanjem intervala povjerVisoki kontrast najvie zavimijenjani u ovom radu, a prslabo utiu na visoki kontravisokog kontrasta (odnosno uz prethodno definisano refe

Kompromis izmeu kvalitetneizbjean. Analizom rezultznaajnog gubljenja kvalitetnapravili novi protokoli sa nsaradnji sa ljekarima radiolopostavljanje ispravne dijagn


80/99

75

5. PRILOZI

5.1 STATISTIKI TESTOVI

5.1.1 Testiranje normalne raspodjele podataka

Za provoenje statistikih tepotrebno je da podaci koji sprihvatiti H0 hipoteza, da dobijeni rezpomou Shapiro-Wilk W-tesW-test provjerava H0 hipotezu da uzorak ,,,

x 1 ,x 2 ,...,x n

potie iz nopomou statistike [Shapiro, gdje je - srednja vrijednos -i-ti najmanji broj - konstantod oekivanih vrijednosti rekovarijanci tih statistika.Testiranje podataka je obavl

Statistica 8

kompanijeStat Soft ,

u kojeje implementirano testiranjeTestiranje je provedeno takoparametra snimanja i jednimsnimanjem pri konstantnoj vureaju proizvoaa GE, su0 hipoteza, da podaci potiu i0.05 (u ovom sluaju se H0 hipoteza ne bi trebasignifikantnosti, npr. 0.68, drugim rijeima, ako bi odb0 hipotezu pri ovoj p96.29%). p-vrijednost za navNa Slici 5.1 je prikazan graprovjeravanje da li podaci pvrijednosti u odnosu na vrijeAko podaci zaista potiu iz trebala biti prava linija. U poko prave linije, te se moe Rezultati testiranja normalnoitanja sa jednim konstantnmaterijalima visokokontrastpodataka je ispitivana na naZa veinu testiranih slika do


81/99

76

0.05, te se moe prihvatiti drezultata ispod nivo znaajncijevi na ureaju SIEMENSrezervom, odnosno ta ispitivrezultata.Normal Probability Plot of Teflon GE 100

920 930 940 950 960 970 980 990 1000 1010

Observed Value

-2,0

-1,5

-1,0

-0,5

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

E x p e c t e

d N

o r m a

l V a

l u e

Teflon GE 100: SW-W = 0,9761; p = 0,9629

Slika 5.1: Grafik normalne vjerovatnoe za oitane vrijednosti CT broja mete od teflona snimane pri

konstantnoj vrijednosti 100 mAs i promjenjivim parametrima kV i mm.

5.1.2 F-test

Testiranje H0 hipoteze o jednakosti vakoji je zasnovan na sljedeeAko su varijance osnovnih , varija je varijabla f-raspodjele s1 u brojnik1 unazivniku. i su nepristrasne procjene v i na bazi dva uzn1 in 2 elemennormalnih raspodjela , i , , koje se raunaju1 1

1 1


82/99

77

gdje su i aritmetike sredine koriUkoliko nije poznato da li je , navedeni teorem0 hipotez: prema alternativnoj hipotezi: Naime, ako je H0 hipoteza istinita, onda )% sluajeva teorema zadovoljavati nejed1 F F2,pri emu su F1 i F2 odabrani ta

2 , 2 Vrijednosti F

1 i F2 predstavljaju pragove s

1, F2] podrujeH0hipoteze. je eljeni nivo znaajnoUkratko, postupak testiranja0 hipoteze prema alte1 hipotezi, psljedei: iz dva uzorka se iz i varijanci osnodgovarajua F vrijednost pslobode brojnika i nazivnikvrijednost F0. Ako je izraunato F ve0, odbacuje se H0 hipoteza kaoalternativna H1 hipoteza, odnosno, ako 0 prihvata se H0 hipoteza 1 [Pavli, 1988].

5.1.3 Analiza varijance sa dva promjenjiva faktora

Analizom empirijskih podatvrijednost sluajne varijablefaktora signifikantno utiu promjenjiva faktora. Za ovunain.Neka je x varijabla na iju v

x ij

vrijedvarijable koja se dobila pri ui i Bj, a ukupno je prik podataka(A1,A2,...,Ak) in podataka za faktor B (B1,B2,...,Bn). Dakle, ukupnN = kn podatvrijednosti varijable x, koja Testiranje uticaja promjenjivodstupanja varijabli xij od njihove zajednikemoe rastaviti na tri kompokolona, u drugoj komponenvarijacije varijabli xij poto su eliminisani efraunati prema Tabeli 5.1 [P


83/99

78

Sve etiri procjene varijancestepena slobode, odnosno kaDakle, analiza varijance sa ddate u Tabeli 5.1. Da li fakto dok se uticaj faktora B proci

Tabela 5.1. Sume kvadrata odstupanja i stepeni slobode za analizu varijance sa dva promjenjiva faktora

[Pavli, 1988]

Varijacija Suma kvadraStepenslobodeProcjevarijanUkupna 1 N-1 Izmeukolona

1 1 k-1 Izmeuredova1 1 n-1

Ostatak1

1 1ova suma se lake izra una kao razlika prve sume i zbira druge dvije

(k-1)(n-1)

Odluka o signifikantnosti ra0 (za enivo znaajnosti, npr. 0.05, izraunato F F0 test potvruje da taj fak0 hipoteza da nema signifikan0 (prihvse H

0 hipoteza).


84/99

79

Ova metoda raunanja varijana parametre kvaliteta slikeraunanja su dati na CD-u (P5.1.4 Intervali povjerenja

Intervali povjerenja su korisposmatrani uzorak. irina inje interval iri to je vea nesvrijednost populacije govori koliko moe buzorka uzetog iz populacije.Ukoliko nije poznata standa, interval povj)% zasrednju vrijednost populacijstandardne devijacije uzorka

/ , gdje jen broj elemenata uzorka, a / , je kritina vrijedt raspodjelen1) steslobode, koja zavisi od eljevrijednost je 0.05 (/2 = 0.025), i ako je br. , e biti 2.776 [Joglekar, 2003Gornja i donja granica interv/ , gornja

/ , donja


85/99


86/99


87/99

82

Ureaj GE (nastavak )

C T P 4 8 6

R O I c e n t a r

R O I 1 2 h

R O I 3

h

R O I 6

h

R O I 9

h

C T

b r o j

S D

C T

b r o j

S D

C T

b r o j

S D

C T

b r o j

S D

C T

b r o j

S D

1

1 2 , 7

7

1 2 , 5

3

1 2 , 4

0

9 , 3 4

1 1 , 6

6

9 , 7 1

1 1 , 1

4

8 , 5 0

1 1 , 8

6 1 0 , 2 0

2

- 1 , 2

3

1 6 , 7

4

5 , 6 3

1 2 , 9

2

4 , 1 1

1 2 , 5

4

4 , 8 6

1 2 , 9

3

5 , 0 0

1 2 , 7 6

3

4 , 6 2

8 , 4 6

5 , 8 1

7 , 1 0

5 , 2 8

6 , 3 7

5 , 0 7

6 , 6 0

4 , 9 5

6 , 4 0

4

5 , 1 7

1 1 , 7

9

6 , 9 4

9 , 8 7

7 , 0 5

9 , 8 8

6 , 6 8

8 , 5 9

6 , 9 5

9 , 0 8

5

1 1 , 9

1

8 , 1 4

1 1 , 2

0

6 , 9 5

1 0 , 2

6

5 , 6 8

1 0 , 0

1

5 , 9 0

9 , 5 5

5 , 9 9

6

8 , 6 2

4 , 9 9

7 , 3 1

4 , 4 3

6 , 7 4

4 , 2 7

7 , 1 0

4 , 1 9

6 , 8 8

4 , 4 0

7

1 1 , 2

0

7 , 2 4

9 , 3 7

5 , 9 8

8 , 6 5

6 , 1 3

8 , 6 8

5 , 5 9

8 , 8 9

6 , 7 2

8

1 1 , 9

3

4 , 8 8

1 0 , 0

9

3 , 9 1

9 , 1 7

4 , 3 1

9 , 0 5

3 , 8 0

8 , 7 3

4 , 1 0

9

1 1 , 3

2

3 , 3 2

9 , 1 9

3 , 2 1

9 , 0 2

2 , 7 4

8 , 5 8

3 , 0 1

8 , 7 3

2 , 8 6

1 0

- 1 4 , 8 3

2 1 , 9

4

- 7 , 0

3

1 5 , 7

2

- 7 , 3

3

1 4 , 8

8

- 6 , 4

5

1 4 , 9

9

- 7 , 0

0

1 4 , 9 8

1 1

4 , 4 9

1 5 , 3

1

- 0 , 9

6

1 1 , 4

4

0 , 4 3

1 0 , 3

3

- 0 , 0

3

1 2 , 1

8

- 0 , 4

9

1 0 , 7 9

1 2

- 3 , 3

7

1 0 , 6

6

- 4 , 1

6

8 , 7 3

- 3 , 7

4

7 , 6 1

- 4 , 3

5

7 , 8 8

- 4 , 4

8

7 , 8 1

1 3

- 6 , 0

9

1 1 , 9

6

- 3 , 0

1

1 0 , 1

0

- 4 , 3

6

1 1 , 0

3

- 4 , 6

5

1 1 , 5

3

- 4 , 8

1

1 0 , 9 4

1 4

3 , 5 3

8 , 4 9

- 1 , 3

0

7 , 9 5

- 1 , 7

2

6 , 7 2

- 1 , 8

0

7 , 9 9

- 2 , 0

9

7 , 3 2

1 5

- 1 , 1

4

6 , 8 0

- 3 , 0

0

5 , 5 9

- 3 , 9

4

4 , 8 7

- 2 , 3

8

5 , 7 5

- 3 , 6

7

5 , 8 6

1 6

1 , 7 0

8 , 4 2

- 0 , 5

1

7 , 4 4

- 1 , 5

3

8 , 3 5

- 0 , 0

4

8 , 4 4

- 0 , 4

8

8 , 1 8

1 7

2 , 4 9

mag rad fizika.mgr.2012.01

Documents