Medische Beelvormende Technieken
HC 1 – 3
De grondtoestand van een atoom heeft zijn elektronen in de energetisch meest acceptabele
toestand. Wanneer die excited is, zitten er elektronen in een hogere schil. De valentie
elektronen worden veel gebruikt voor de vele technieken, behalve röntgen stralen. Een atoom
in de grond toestand kan het atoom geïoniseerd (E > E bind) of geëxciteerd (E < Ebind) worden.
Bij röntgen is een elektron uit een schil weggeblazen. Doordat elektronen terugvallen uit een
hogere schil worden röntgenstralen uitgezonden met kenmerkende energieën.
In de beeldvormende technieken maken we gebruik van het deeltjes karakters van fotonen. In
een röntgenbuis heb je een kathode (met gloeidraad) en anode. Door de stroom worden de
atomen warmer en gaan de valentie-elektronen overspringen van de kathode naar de anode.
Dit gebeurt met zo’n grote snelheid dat bij het aankomen op de anode, er röntgen wordt
uitgezonden. Een röntgenspectrum bevat een ‘bult’ (remstraling) en meerdere pieken
(karakteriserende straling, dus uit welke schil het gat is ontstaan en welke schil dit opvult).
Door de stroom twee keer zo groot te maken worden de pieken en alles ook twee keer zo
groot. De punten waar de lijn de x-as snijdt is waar het elektron de kern raakt (verst) of door
filtratie (dichtst bij 0,0) doordat de fotonen door allerlei materie heen gaat. Je kunt de lineaire
lijn doortrekken, dit is een theoretische maat voor welke straling je zonder materie zou
moeten krijgen.
Als een elektron tegen geen enkele andere elektron uit een schil aan botst komt deze dichtbij
de kern. Hier wordt hij afgebogen (of hij botst met kern) en er wordt röntgenstraling
uitgezonden. Dit is de remstraling, deze is erg variabel omdat de bocht en alle energie per
situatie verschilt. 1 eV = Ekin van een elektron na accelereren van 1 V.
Transmissie: geen interactie, de fotons gaan erdoor. Absorptie: de fotons wordt opgenomen.
Scatter: de fotonen worden gedeeltelijk opgenomen en de straling gaat een andere kant op.
Het verschil tussen transmissie en attenuatie wordt gemeten. Er zijn drie interactieprocessen
tussen röntgenstraling en weefsels. Photoelectric effect (absorptie, < 1 MeV), compton scatter
(scatter) en pair production (niet belangrijk, > 1.02 MeV).
Het röntgenfoton is gedeeltelijk geabsorbeerd met een valentie elektron. De hoek waarin het
foton wordt teruggekaatst bepaald de hoeveelheid energie die het valentie elektron krijgt. Een
röntgenfoton kan ook tegen een K-schil elektron botsen. Als Ein > Ek wordt het foton
geabsorbeerd. De K-schil elektron vliegt weg door de grote hoeveelheid energie. De schillen
worden nu weer aangevuld op de manier van teruggaande elektronen en er wordt weer
röntgenstraling uitgezonden. De uitgezonden straling kan worden gebruikt om een elektron in
een hogere baan kan worden weggeschoten. Deze straling meet je dus niet, er is wel een extra
elektron vrijgekomen. Bij een röntgenfoto meet je de verzwakking van de recht doorgaande
röntgenstraling door een weefsel.
N out =N ¿ ×e− μx of I out =I ¿ ×e− μx
HVL=
ln2
in 1 x/ HVL
I out =I ¿ ×( )
μ 2
Hierin is μ de lineaire attenuatie coëfficiënt. Deze is voor elke stof en voor elk energieniveau
anders en is vaak gegeven in μ/ρ zodat het niet uitmaakt in welke fase de stof zich bevindt en
makkelijker kan worden gerekend met mengsels. μ = σ (compton scatter coëfficiënt) + τ
(photoelectric effect coëfficiënt).
ρ
σ ( low E ) ∝ ρ en σ (high E)∝ dus, bij een lage energie is de
E
compton scatter alleen afhankelijk van de dichtheid. Bij een hogere energie wordt de
dichtheid gedeeld door de energie om te kijken wat de compton scatter is.
, Z3
τ ∝ ρ× dus, de photoelectric linear attenuation is afhankelijk van de
E3
dichtheid van het materiaal, en de hoeveelheid elektronen gedeeld door de gebruikte
energie.
Compton scatter is over veel materialen ongeveer hetzelfde (belangrijk in weefsel met een
lagere Z waarde), photoelectric linear attenuation is heel sterk afhankelijk van het materiaal
wat je gebruikt (belangrijk in weefsels met een hogere Z waarde).
Een bundel röntgenstraling is in het echt nooit mono-energetisch. In het echt zou je dus voor
elke aparte bundel röntgenstraling een andere μ moeten zoeken. Een smalle bundel is
preciezer, hierdoor heb je geen scatter van gebieden ernaast en kun je met meer zekerheid een
uitspraak doen over dat gebied.
Wanneer de fotonenergie hoger wordt, wordt de efficiëntie van de foto-elektrische absorptie
lager. Wanneer de bindingsenergie van de K-schil wordt bereikt, volgt een grotere efficiëntie
van de absorptie. Want fotonen met E < Ek kunnen alleen opgenomen door L-schil en E ≥ Ek
kunnen ook worden opgekomen door de K-schil.
HC 4 – 6
Je kunt wat zien door röntgen via het contrast. Dit hangt af van C = I t – Ib, het relatieve
I t −I b
contrast is C= . De intensiteit staat hierboven weergegeven. Het relatieve contrast wordt
Ib
verstoord door compton scatter. Wanneer je dit meeneemt in de formule krijg je:
C
C'=
Is
1+( )
Ib
Om een beter beeld te krijgen wordt de straling verkleind of de patiënt gecomprimeerd
(mammografie), ook kan de scatter worden afgestraald naar de zijkant (buisspanning zo dat
foton naar de zijkant gaat). Ook kan een air gap worden ingesteld, dit verlaagd de scatter
enorm (1 / r2), maar je krijgt ook minder sterke primaire straling.
Gustav Bucky bedacht dat je door loden plaatjes loodrecht op de detector te zetten, compton
scatter kan wegvangen. Door een grid te gebruiken dat langzaam heen en weer gaat worden
de lijntjes van de grid op de foto verwijderd en krijg je een duidelijk beeld. Er zijn
verschillende soorten van medische beeldvorming met röntgenstraling:
Photographic Film Detector: oude methode, je hebt een hoge resolutie maar de
röntgenstralen worden heel slecht gedetecteerd. In plaats van het direct te bestralen
kan de straling ook door een scherm worden laten vallen. Hierdoor heb je een veel
betere detectie maar een lagere resolutie. De film moet worden ontwikkeld en worden
bekeken in een licht box (dia 18 t/m 20). Door meerdere schermen achter elkaar te
zetten is met dezelfde absorptie mogelijkheid een betere resolutie te vinden.
Computed Radiography (CR): de röntgenstralen worden geabsorbeerd op een
fosforplaat. Hierdoor maakt een elektron in het plaatje een sprong in energie, daarna
valt het weer terug in een kuiltje (kan niet terug, tenzij energie wordt toegevoegd).
Wanneer daarna het plaatje wordt bestraald met licht, zal het elektron terugvallen naar
de grondtoestand en stuurt het luminescente straling (laser) uit.
Digital Radiography (DR): Hier heb je indirecte en directe DR. Een voordeel is dat het
een stuk kleiner en makkelijker kan, ook kan er post-processing plaatsvinden.
o Indirecte DR: de röntgenstraling komt binnen op een plaatje (scintillator). Dit
zet de energie om in zichtbaar licht. Het licht wordt geabsorbeerd door
fotodiodes en de wordt waargenomen door TFT.
, o Directe DR: de röntgenstraling komt binnen op een plaatje en worden gelijk
omgezet naar data door TFT. Dit is erg duur.
In angiogenese wordt gekeken naar bloedvaten. Omdat het contrast tussen bloedvaten en
andere weefseltypen erg laag is, is er geen verschil te zien. Door een zwaar metaal als
vloeistof toe te voegen wordt het contrast wel duidelijk. Je gebuikt materialen met de k-edge
in het juiste spectrum (jodium of barium). Vaak wordt een foto gemaakt zonder ingebrachte
stof, en een foto met ingebrachte stof en worden deze beelden van elkaar afgetrokken voor
een duidelijk contrast.
Door de image intensifier wordt een elektrisch signaal versterkt tot 10.000 keer. Eén
röntgenfoton wordt omgezet in een aantal licht fotonen, deze worden omgezet naar foto-
elektronen, deze worden versneld en omgezet naar heel veel meer licht fotonen.
Je kan röntgenfoto’s filteren, smoothing (vervagen) en edge enhancement (versterken). Als de
röntgenstraling niet loodrecht op de patiënt staat (bijna altijd), kan een verkeerd beeld worden
geïnterpreteerd. Je krijgt ook vergrotingen door een divergente bundel röntgenstraling:
F
M= , hierbij is M de vergroting, F de afstand van de bron naar de detector en h de
F−h
afstand van het object naar de detector (dia 42).
HC 7 – 9
Computed Tomography (CT): er worden nog steeds röntgenstralen gebruikt. Er worden heel
veel foto’s genomen en deze worden in een 3D beeld gezet. De eerste CT scanner had een
lineaire straal röntgenstraling dat steeds opschoof en een foto maakt. Daarna kwam er een
kleine convergente straal röntgenstraling. Nu is er een circulaire beweging waarin de hele tijd
foto’s worden gemaakt (dia 8). Als de bundel breder wordt (zoals gebeurt), krijg je meer ruis,
hier is dus weer een grid (verglijkbaar met loden plaatjes). Tegenwoordig hebben we spiral
CT scanners met een ronddraaiende scanner en bron en een bewegende tafel. De pitch = TF /
DC, hierbij is TF = mm verschuiving van de tafel en DC = mm breedte van de straal. Als de
pitch kleiner is dan één worden er meer samples genomen, als de pitch groter is dan één maak
je niet één heel rondje per deel van het lichaam, d.m.v. extrapoleren is dit niet altijd nodig.
Met CT scans meet je de lineaire attenuatie coëfficiënt (μ) van dat plekje, uit al die metingen
maak je een 3D plaatje. Dit kan met de algebraïsche reconstructie (wiskunde met matrix),
fourier reconstructie (single slice axial scans), filtered back projection (erg populair, een
meting wordt uitgesmeerd over een hele lijn, er zitten filters om het beeld scherp te houden)
en iterative reconstructie (nieuw). Uit CT metingen valt niet uit te maken welk type weefsel
wat is. Door Houndsfield units te gebruiken kan dit wel:
μ −μ
HU =1000 × weefsel water
μ water
Als je dus een waarde van 50 HU meet, heb je dus een μweefsel die 5% hoger is de μwater. Bij
lucht is dit -1000, water is 0 en de rest ligt daartussen of hoger dan 0.
HC 10 – 12
Röntgen Nucleair
Röntgenbuis buiten lichaam Radioactieve stof in lichaam
Fotonen door lichaam Fotonen uit lichaam
Röntgenstralen Gammastralen
Attenuatie nodig Zo min mogelijk attenuatie
Anatomie zichtbaar Functie zichtbaar
