Jämförelse mellan ett niobfilter (NIOBI-X) och konventionell filtrering vid skärmfilm radiografi

Institutionen för medicin och vård Avdelningen för radiofysik Hälsouniversitetet Jämförelse mellan ett niobfilter (NIOBI-X) och konventionell filtrering vid skärmfilm radiografi Inverkan på primärspektrum, kontrast, rörbelastning och strålrisk Michael Sandborg och Gudrun Alm Carlsson Department of Medicine and Care Radio Physics Faculty of Health Sciences

Series: Report / Institutionen för radiologi, Universitetet i Linköping; 63 ISSN: 1102-1799 ISRN: LIU-RAD-R-063 Publishing year: 1990 The Author(s)

1990-05-09 ISSN1 Jämförelse mellan ett niobfilter (NIOBI-X) och konventionell filtrering vid skärmfilm radiografi. Inverkan på primärspektrum, kontrast, rörbelastning och strålrisk. Michael Sand borg och Gudrun Alm Carlsson Institutionen för Radiofysik Hälsouniversitetet Linköpings Universitet REPORT ULi-RAD-R-63

-1- Jämförelse mellan ett niobfilter (NIOBI-X) och konventionell filtrering vid skärm-filmradiografi. Inverkan på primärspektrum, kontrast, rörbelastning och strålrisk. Innehållsförteckning 1. Inledning 2 2. Hetod 3 2.1 Niob som filtermaterial jämfört med aluminium och koppar 3 2.2 Beräkning av kontrast och strålrisk......... 5 3. Resultat....................7 3.1 Geometri 1: 200 mm tjockt vattenfantom innehållande en 11.5 mg/cm' jodkontrastdetalj..... 7 3.2 Geometri 2: 50 mm tjockt vattenfantom innehållande en 0.1 mm tjock dentinkontrastdetalj... 14 3.3 Geometri 3: 20 mm tjockt vattenfantom innehållande en 0.1 mm dentinkontrastdetalj...... 17 4. Rörbelastning 20 5. Slutsatser 22 6. Tabeller 26 7. Referenser 28 I

-2-1. Inledning. Optimering av information till strålrisk inom diagnostisk radiologi innebär att finna den.metod att framställa en bild, innehållande den nödvändiga informationen (bildkvaliteten), som ger lägsta strålrisk för patienten. Valet av fotonenergispektrum är en betydelsefull parameter vid optimeringen. Olika energispektrum kan erhållas då man varierar rörspänningen, tilläggsfiltermaterial och filtertjocklek. Av de fundamentala bildkvalitetsparamerarna kontrast, skärpa och brus är, vid konventionell skärm-film radiografi, kontrast och skärpa de viktigaste. De påverkas båda, men framförallt kontrasten, av energispektrum, dvs. rörspänningen och tilläggsfiltrets material och tjocklek. Ändrad filtrering påverkar i huvudsak kontrast, strålrisk och rörbelastning. Om detektorn har en K-absorptionskant inom energispektret av de fotoner som träffar detektorn påverkas även skärpan. Den karakteristiska röntgenstrålning, som emitteras efter en fotoabsorption i K-skalet har en förhållandevis stor fri medelvägiängd i detektormaterialet och bidrar till försämrad skärpa (Arnold och Bjärngard 1979). För rättvis jämförelse av påverkan på strålrisk och rörbelastning av olika filtertyper bör denna göras vid fix bildkvalitet dvs. fix kontrast, skärpa och svärtning (fix absorberad energi per ytenhet i detektorn). Detta innebär att rörspänningen behöver varieras med olika filter. Svårigheter uppstår om strålrisk och rörbelastning behöver vägas mot varandra. Ökad rörbelastning reducerar röntgenrörets livslängd, vilket måste räknas in i en total cost-benefit analys (Horner et al 1988). Ökad rörbelastning ger i regel ökande exponeringstider och kan därigenom påverka såväl bildkvalitet (ökad rörelseoskärpa) som strålrisk till följd av det så kallade reciprocitetsfelet. Avvikelse från reciprocitet, dvs. att responsen från en fotografisk film beror på exponeringshastigheten, förekommer då svärtningen uppkommit till följd av ljus (t.ex. fluorescensskärmar) men inte om svärtningen uppkommit till följd av joniserande strålning (Herz 1969). Det har presenterats arbeten där filtermaterial som t.ex. niob, yttrium, samarium, gadolinium, erbium och wolfram har använts som extra til- läggsfiltrering. Medelabsorberad dos i patienten eller ingångsluftkollisionskerma fritt i luft vid patientens ingångsyta, har då kunnat reduceras med bibehållen eller något försämrad bildkvalitet (Ullevål Sykehus 1989, Vang et al 1984, Richards et al 1970, Tyndall 1987, Horner et al 1988 och Yamaguchi et al 1983). Andra arbeten som t.ex. Jennings 1988, Koedooder och Venerna 1986, Shrimpton et al 1988 och Sandborg 1990 menar att dessa, så /

kallade K-kantsfilter, i många fall inte är bättre än konventionella filter som t.ex. koppar. Ett 50 m tjockt niobfilter har lanserats kommersiellt (NIOBI-X) och anges ge mellan 35-70 % reduktion av luftkollisionskerma integrerat över strålfältet (mätt med ytintegrerande transmissionsjonkammare), beroende på undersökning och rörspänning. Syftet med denna rapport är att studera hur detta filter påverkar bildkvalitet och strålrisk jämfört med ett lämpligt valt konventionellt filter av koppar eller aluminium. Ingen optimering med avseende på filtermaterial eller filtertjocklek har eftersträvats. Frågan gäller om niobfiltret med fördel kan bytas mot ett enkelt konventionellt -3- filter med samma effekt på bildkvalitet och strålrisk (Leitz 1989). 2. Hetod 2.1. Niob som filtermaterial jämfört med aluminium och koppar. Niob är ett grundämne med atomnummer 41 och har vid rumstemperatur densiteten 8.57 g/cm 3 Dess K-kant ligger vid 19.0 kev, dvs. för fotoner med energier större än 19 kev kan även de innersta, hårdast bundna elektronerna (K-elektronerna), delta i fotoelektrisk växelverkan. Eftersom denna typ av växelverkan har hög sannolikhet då fotonenergin precis överskrider bindningsenergin för elektronerna ökar attenueringskoefficienten för niob drastiskt vid 19.0 kev. I figur 1 är den linjära attenueringskoefficienten 'avsatt som funktion av fotonenergien för niob och de konventionella filtermaterialen koppar och aluminium. Koppar och aluminium med atomnummer 29 och 13 har sina K-kanter under 10 kev. Vid konventionell skärm-filmradiografi kan fotoner med energier under 10 kev i regel försummas. Avsättes förhållandet mellan linjära attenueringskoefficienterna för niob och koppar respektive mellan niob och aluminium i ett diagram (fig 2), ser man att för fotonenergier mellan 19 och 100 kev är kvoten relativt konstant (= 2.2) för koppar medan den varierar för aluminium. Man kan alltså i detta energiområde finna en tjocklek koppar som motsvarar en given tjocklek niob i attenuering medan det inte går lika bra i hela området med en och samma tjocklek aluminium. Carlsson (1980) menar att attenueringskoefficienten hos filtret ska avta med energin så snabbt som möjligt om man vill reducera fotoner med låg energi. Detta åstadkommes om domineras av fotoelektrisk effekt, så att = och filtret inte har en K-kant i det aktuella energiområdet. Alla filtermaterial som uppfyller detta vilkor är likvärdiga. Optimala filter för ordinära röntgenundersökningar bör därför göras av material med atomnummer högre än aluminium (Z=13).

... la " Q OJ... 'n () 'n 4-< 4-< OJ ] <Il 'n "OJ..... ṁ m " 'ṃ..., Q 'n...1 106 ---------------- lo' 10' lo' Niob -....-... Koppa; _ _-. _ Aluminium.. "0_.,. -4-...- lo' L :-:- :-=-::_=----:-' O 20 40 60 80 100 120 140 160 Fotonenergi / key Figur 1. Linjära attenueringskoefficienterna för metalliskt niob, ----l Nb, koppar, - -: Cu, och aluminium, : Al som funktion av energin. lo' I I II lo' I II 10 ( I I I I I I....1 --- _- " - -.. --.... -'....-... 10-1 '-- --- --.J O a 40 60 60 100 la lw 160 Fotonenergi / key Figur 2. Förhållandet mellan linjära attenueringskoefficienterna för niob och aluminium (----) översta kurvan respektive för niob och koppar (- - -) understa kurvan. /p-värden hämtade från Berger och Hubbell 1987. /

-5- I denna studie har olika filters inverkan på kontrast, strålrisk och rörbelastningutvärderats för fotonenergispektra från en Minray konstantpotential tandröntgenapparat uppmätta med en Comptonspektrometer (Helmrot et al 1988) och tabellerade spektra från HPA-rapport nr 30 (Birch et al 1979) med lägsta rörspänning 30 kv. Filtrens inverkan på skärpan har försummats. 2.2. Beräkning av kontrast och strålrisk. Tre geometrier användes vid beräkningarna (fig 3). I den första användes ett tjockt vattenfantom (200 mm) innehållande en kontrastdetalj av jod (11.5 mg/cm'). I den andra där en tandröntgensituation simuleras, användes ett tunt vattenfantom (50 mm) innehållande en kontrastdetalj av 0.1 mm tandben (dentin). I den tredje har en finskelettundersökning simulerats med 20 mm vatten innehållande 0.1 mm dentin. Attenueringen av fotoner med. olika energifördelningar (olika rörspänningar och ekvivalenta filtreringar) genom tilläggsfilter, vattenfantom och kontrastdetalj beräknades analytiskt med hjälp av fotonväxelverkanstvärsnitt från Berger och Hubbell (1987). Utifrån Monte Carlo simulerade enhändelsefördelningar av absorberad energi i detektorn (80 mg/cm' BaFCl, DuPont Cronex Quanta II) har väntevärdet av energiabsorptionen i denna från de genom fantomet transmitterade primära och spridda fotonerna bestämts. I geometri 1 antogs att de spridda fotonerna fullkomligt kunde reduceras från bildplanet (idealt raster). Primärkontrasten, Cp beräknades genom;. (1) där E( pi)' i=1,2, är väntevärdet av absorberad energi i detektorn per ytenhet vid sidan om kontrastdetaljen (i=l) och bakom denna (i=2). E( p)=e(8p )'E(N p ) där E(N p ) är väntevärdet av antalet primära fotoner, som faller in mot detektorn per ytenhet och E(8p) är väntevärdet av absorberade energin i detektorn per infallande primär foton (bestämd ur enhändelsefördelningen). Kontrasten, C, påverkas även av den detekterade spridda strålningen. Reduktionen av primärkontrasten, som den spridda strålningen ger, ges av kontrastdegraderingsfaktorn, CDF (Alm Carlsson och Carlsson 1986). CDF = 1 / (1 + E(8 sc )/E(8» p.., (2)

c = c. CDF P -6- (3) där E(c sc ) = väntevärdet av absorberade energin från de spridda fotonerna i detektorn per ytenhet; antas ha samma värde bakom som vid sidan av kontrastdetaljen. De strålriskrelaterade storheterna ingångsluftkollisionskerma fritt i luft K i; c,a r h\lmax Kc,air = I (Jlen(h\l)/p) h\lmin 'fh\l(h\l) d(h\l)... (4) och medelabsorberad dos D i fantomet (patienten) D h\l max A/m I IF(h\l) 'fh\l(h\l) d(h\l) h\lmin... (5) beräknades för en bestämd absorberad energi per ytenhet i detektorn (svärtning på filmen); 'fh\l(h\l) är energifluensen av de mot fantomet infallande fotonerna med energi i intervallet h\l, h\l+d(h\l), A är strålfältets area och m fantomets massa, IF(h\l) är andelen av den mot fantomet infallande energin av fotoner med energin h\l, som absorberas i fantomet och Jlen/p är massenergiabsorptionskoefficienten i luft. Geometri 1 Fantomtjocklek, Fokus-detektor avstånd, Fantomsida (kvadratisk), Strålfältsdiameter (cirkulär), Geometri 2 Fantomtjocklek, Fokus-detektor avstånd, Fantomsida (kvadratisk), Strålfältsdiameter (cirkulär), Geometri 3 Fantomtjocklek, Fokus-detektor avstånd, Fantomsida (kvadratisk), Strålfältsdiameter (cirkulär), L=200 mm FFA=1000mm S=300 mm D=200mm L=50 mm FFA=1000mm S=150 mm D=100mm L=20 mm FFA=500mm S=150 mm D=100mm s II... Figur 3. Bestrålningsgeometrier använda vid beräkningarna i detta arbete. FFA L s

3. Resultat 3.1. Geometri 1: 200 mm tjockt vattenfantom innehållande en 11.5 mg/cm' jodkontrastdetalj. -7- Den ekvivalenta filtreringen är 2.5 mm Al (konstantpotentialspektra tagna från Birch et al 1979). Till detta lades 0.05 mm niob, 0.11 mm koppar, 1.5 mm aluminium, 1.5 mm aluminium + 0.05 mm niob eller 1.5 mm aluminium + 0.11 mm koppar. I figur 4 visas energispektra av de primärfiltrerade fotonerna normerade så att absorberad energi per ytenhet i detektorn då dessa primära fotoner filtrerats ytterligare genom 200 mm vatten är 1.0'10 6 kev/mm'. al 70 kv rl I xlo 5 4.!4 "- 3.5 r-l r-l ro > 3... "l1j 1'1 2,5 'M,,"":::t ++ t.m bo,, 2 ", '\ l1j 1'1 + l1j + 1.5 " l1j o.. 1+ " 1'1 \ l1j,+... o 0.5. I'... '+ o., ++ i+ r-l o ro o 10 20 30 40 50 60 70 60 90 100....;j Fotonenergi / kev Figur 4. Fotonenergispektra filtrerade med ------: 2.5 mm Al ekvivalent filtrering och tilläggsfiltreringarna.. 1 1.5 mm Al, - -I 0.11 mmcu, ***1 0.05 mm Nb och +++1 1.5 mm Al plus 0.05 mm Nb. Spektrena är normerade så att absorberade energin från primära fotonerna i detektorn (80 mg/cm' BaFCl) per ytenhet bakom 200 mm vatten är 1.0.10 6 kev/mm'. 70 kv 2.5 mm Al konstantpotentialspektrum från Birch et al (1979) har använts (a).

-Bb: 100 kv... I xlo l> 5 Q! 4 "'" "-...... 3.5 ro > 3... Q!.., <:: 2.5 rt rt bo... Q! 2 <:: Q!... 1.5 Q! "".,........'fft.+ Q! ++ <::.'f ++.., O 0.5..-:++ O '++ 4-l ++ ++ ++... ro O.., O 10 20 30 40 50. 60 70 80 90 100 Fotonenergi / key Figur 4. Fotonenergispektra filtrerade med ------I 2.5 mm de Al ekvivalent filtrering och tilläggsfiltreringarna : 1.5 mm Al, - -: 0.11 mmcu, ***: 0.05 mm Nb och +++: 1.5 mm Al plus 0.05 mm Nb. Spektrena är normerade så att absorberade energin från primära fotonerna i detektorn (BO mg/cm 2 BaFCI) per ytenhet bakom 200 mm vatten är 1.0'10 6 kev/mm 2 100 kv 2.5 mm Al konstantpotentialspektrum från Birch et al (1979) har använts (b). Det framgår tydligt att niobfiltret vid dessa rörspänningar (liksom vid lägre rörspänningarna i fig B) inte fungerar som ett K-kantsfilter utan uppför sig som ett konventionellt kopparfilter. Beräkningarna gjordes för ett antal kopparfiltertjocklekar runt 0.1 mm (2.2 0.05, jfr. sektion 2.1.) och den tjocklek=o.ll mm valdes som gav bästa anpassningen till spektralfördelningen (över niobs K-kant) som erhålles med ett 0.05 mm niobfilter. På grund av den förhållandevis låga attenueringen i niob för fotoner just under K-kanten i niob framträder en liten topp i spektrum med energier mindre än 19 key. Dessa fotoner har låg sannolikhet att transmitteras genom

vattenblocket och kommer därför i ringa utsträckning att påverka kontrasten. Detta framgår klart av figur 5 där primärkontrasten med olika tilläggsfiltreringar jämföres. Primärkontrasten med 0.11 mm Cu respektive 0.05 mm Nb skiljer sig med mindre än 1 % och är något lägre än med 1.5 mm Al som tuläggsfiltrering. -9-0.22 0.2 u "". 0.18 0.18 " +" <Il ro 0.14 "+" <:: o 0.12 'ro " a 0.1 'r< '" " 0.08 0.06 --_o +."...-... 0.04 o 20 40 60 80 100 120 140 160 Rörspänning / kv Figur 5. Primärkontrasten Cp (ekv 1) av 11.5 mg/cm' jod i 200 mm vatten med en 80 mg/cm' BaFCl detektor som funktion av rörspänningen (50-140 kv) med varierande primärfiltrering. ------l 2.5 mm Al ekvivalent filtrering, och tilläggsfiltreringar ++++: 1.5 mm Al, ****: 0.05 mm Nb, - - -: 0.11 mm Cu. Konstantpotentialspektra erhölls från Birch et al (1979). Användandet av tilläggsfiltrering motiveras ofta av att den reducerar en storhet korrelerad till strålrisken för patienten. Oftast är dock reduktionen presenterad med avseende på storheten ingångsluftkollisionskerma fritt i luft, K. Denna storhet tar inte hänsyn till den snabba minskc,alr ningen av absorberad dos, D, med djupet i patienten och inte heller till de olika energiabsorptionsegenskaperna hos luft och vatten. Storheten medelabsorberad dos, Ö, i fantomet (patienten), har visats vara bättre relaterad till strålrisken (Alm Carlsson och Carlsson 1986). Som en jämförelse presentreras i figur 6 ingångsluftkerma fritt i luft, K. (a) och medelc,alr absorberad dos, Ö (b), som funktion av rörspänningen vid olika filtrering-

-10- ar. K i och Ö är normerade till 1 vid 50 kv och 2.5 mm Al totalfiltrec,a r 6 ring och då energin 1.0 10 kev/mm' absorberas i detektorn per ytenhet. Rduktionen i K i och Ö beror, som framgår av figur 7, på om tilläggse,a r,. filtreringen (niob och koppar) ersätter befintlig aluminiumtilläggsfiltrering eller ej. I figur 7 visas reduktionen i respektive storhet, q, R(q) (7a, b och c: q=k i och 7d, e och f: q=ö) då tilläggsfiltrering med koppar- och niobc,a r filtren jämföres vid olika fall. Dessa reduktioner är beräknade genom; R(q) = 1 - q(b) q(a) där filtreringarna A och B beskrivs nedan... (6) Figur A B 7a och d 2.5 mm Al 2.5 mm Al + (0.05 mm Nb eller 0.11 mm Gu) 7b och e 4.0 mm Al 2.5 mm Al + (0.05 mm Nb eller 0.11 mm Gu) 7c och f 4.0 mm Al 4.0 mm Al + (0.05 mm Nb eller 0.11 mm Gu) I figurerna 7 b och 7 e visas reduktionen i Kc,air och Ö då koppar- och niobfiltren ersätter den befintliga tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al men jämförelsen görs med denna tilläggsfiltrering, dvs för fallet med 4.0 mm Al totalfiltrering. Figurerna 7 c och 7 f visar motsvarande reduktioner då koppar- och niobfiltren adderas till befintlig totalfiltrering 4.0 mm Al och jämförelsen göres som i b och e vid totalfiltreringen 4.0 mm Al. Reduktionen blir mindre i b och e än i a och d eftersom jämförelsen i det förra fallet (b och e) göres med ett hårdare filtrerat spektrum. Något större reduktion erhålles i c och f jämfört med i b och e eftersom koppar- och niobfiltren i c och f adderas till den existerande tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al i stället för att ersätta den som i b och e; i båda fallen jämföres med samma totalfiltrering = 4.0 mm Al. Dock är reduktionen i c och f inte lika stor som i a och d; ju mindre filtrerat spektrum är från början desto större effekt har den extra filtreringen (jfr dö/dt i figur 14 b). Vidare ser man återigen att niobfiltret inte kan anses vara effektivare (endast marginellt vid högre rörspänningar) att reducera varken K. eller Ö än C,alr det valda 0.11 mm kopparfiltret. Vid låga rörspänningar är kopparfiltret till och med effektivare att reducera Kc,air' Reduktionen avtar snabbt med ökande rörspänning. Figur 7 visar också att reduktionen imedelabsorberad dos är betydligt mindre än reduktionen i ingångsluftkollisionskerma fritt i luft. /

Figur 6. Ingångskollisionskerma fritt i luft, K i (a) och medelabsorbereja r ad dos, Ö (b), vid given absorberad energi per ytenhet i detektorn normerad till 1 vid 50 kv och 2.5 mm Al totalfiltrering (ingen tilläggsfiltrering). Storheterna är avsatta som funktion av rörspänningen vid olika val av tilläggsfiltrering. Filtrering: ----: 2.5 mm Al, och tilläggsfiltreringarna + - - +: 1.5 mm Al, * * *: 0.05 mm Nb, o o o: 0.11 mm Cu,.. : 1.5 mm Al plus 0.05 mm Nb och - -: 1.5 mm Al plus 0.11 mm Cu. (De två sista (nedersta) kurvorna sammanfaller nästan helt).

.......,.,... ro :.:".,., c:... o... "'" "O ;:l OJ <>:: 60 I I 50 40 30 20 10 oi \'''\ \\ \ '\\."'_. O 50 100 150 Rörspänning / kv (a) Tilläggsfiltrering 0- -0:0.11 mm Gu och *---*:0.05 mm Nb jämfört med enbart filtreringen 2.5 mm Al. ' 60", 50 :40 '30 20 10 G, "'IS),.;:"".. ''"-'-,, ":':':':"" -,:.. --'-,,----- 6 1 I j I 50 40 30 20 10 O', O', I O 50 100 150 O 50 100 150 Rörspänning / kv (b) Tilläggsfiltrering 0- -0:0.11 mm Gu Rörspänning / kv ( c) Tilläggsfiltrering 1.5 mm Al plus och *---*:0.05 mm Nb jämfört med 0- -0:0.11 mm Gu och *---*:0.05 mm Nb tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al (totalfiltreringen 4.0 mm Al). jämfört med tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al (totalfiltrering 4.0 mm Al).,'"... "" OQ.., c:...,. '" llj < fl).., c- c: o' ;<'"..,... "... "O o llj' ;:l ;:l ;:l...... ;:l :><: OQ() fl) ;:lllj... <..,... < c-... c- o f-' <... llj ;<'" llj... fl)... ;:l...,." f-' llj, f-' ;:l... i p.l:....., OQ o, OQ 53 " fl),."...... f-'....., " o 53 fl)..,,."... c: ;:l ;:l OQ ;<'" llj..,...... o ;:l

" "" " lo -.-< c: o -.-<.., -'" '" -o Cj) "" 60 "--------;,----,-----------, 50 40 30 20 10 oi,,! O 50 100 150 Rörspänning / kv (d) Tilläggsfiltrering 0- -0:0.11 mm Gu och *---*:0.05 mm Nb jämfört med enbart filtreringen 2.5 mm Al. 60 'I----,-----,-----, 50 40 30 01 l, I O 50 100 150 Rörspänning / kv (e) Tilläggsfiltrering 0- -0:0.11 mm och *---*:0.05 mm Nb jämfört med tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al (totalfiltreringen 4.0 mm Al). Gu 60 1 i I 50 40 30 20 10.-, ol'-- --'- L-...J O.-, "'<:::- 50 100 Rörspänning / kv (f) 150 Tilläggsfiltrering 1.5 mm Al plus 0- -0:0.11 mm Gu och *---*:0.05 mm Nb jämfört med tilläggsfiltreringen 1.5 mm Al (totalfiltrering 4.0 mm Al).... "" "" c: '"'.... c: '" l>:l ld ::l o.. c:,..,. "'" "'"...,..,. o... ::l o ::l <... 3 o: '"' ld o.. '"' <Il ld "O I-' : ::l o- ::l <Il... o ::l '"' ld "" ::l '"'... 0- ld < o.. o.. o.. o I o <Il >-' I-' - Uj... I OJ "'" '"...... I-',..,. '" ::l '"' ld,..,. o... '"' 3 ::l ld OQ,..,. III <Il.'"' o 3

-14-3.2. Geometri 2: 50 mm tjockt vattenfantom innehållande en 0.1 mm tjock dentinkontrastdetalj. Den ekvivalenta filtreringen är 2.0 mm aluminium (Minray konstantpotential tandröntgenapparat). Till detta lades antingen 0.05 mm niob eller 0.11 mm koppar som tilläggsfiltrering. I figur 8 visas exempel på motsvarande energispektra av filtrerade primära fotoner, normerade så att absorberad energi per ytenhet i detektorn från spridda och primära fotoner bakom 50 mm vatten är 1.0'10 6 key/mm'. Som framgår av figurerna nedan är överensstämmelsen god mellan det niobfiltrerade och det kopparfiltrerade spektret för fotonenergier över K-kanten i niob. a: 53 kv I > 12000 " m 10000 > I OM 8000 \, OM, 6000 f I f \ /, 4000 o o 2000 \ \ \, I "" J \ m ( o o 10 20 30 40 50 60 70 60 Fotonenergi / key Figur 8a. Fotonenergispektra från en Minray konstantpotential tandröntgenapparat vid olika rörspänningar och filtreringar. ----l enbart ekvivalenta filtreringen 2.0 mm Al, och tilläggsfiltreringarna - - -: 0.11 mm Cu, *: 0.05 mm Nb. Spektrena är normerade så att absorberad energin från spridda och primära fotoner i detektorn (80 mg/cm') per ytenhet bakom 50 mm vatten är 1.0.10 6 key/mm' (geometri 2 i figur 3). Rörspänningen är 53 kv (a).

.-I Ii> 12000 -... -15- b: 67 kv.-i 10000.-I ro :>... Ql... o: 'M 'M bo 8000... Ql o: 8000 Ql... Ql ""... 4000 Ql o: 2000 Ọ.. O....-I... ro..',1 O O...'.'" / /...1I... '" "..., /, '\\" 10 20 30 40 50 60 70 80 fotonenergi / kev Figur 8b. Som figur 8a men med rörspänningen är 67 kv. 0.1 0.09 U 0.06.... III ro 0.07...... o: l2 0.06 0,05 0.04 40 45 50 55 60 65 70 75...... 80 Rörspänning / kv Figur 9. Kontrasten C (ekv 3) av 0.1 mm dentin i 50 mm vatten (geometri 2 i figur 3) som funktion av rörspänningen (primärfotonspektra från figur 8). -----: med enbart ekvivalenta filtreringen 2.0 mm Al och med tilläggsfiltreringen - - -: 0.11 mm Cu och * * *: 0.05 mm Nb.

-16- Figur 9 beskriver hur kontrasten C, ekv 3, minskar då rörspänningen ökar och då man tilläggsfiltrerar med 0.05 mm niob eller 0.11 mm koppar. Som framgår av figur 9, reducerar båda filtren kontrasten av 0.1 mm dentin i 50 mm vatten lika mycket. Detta resultat överensstämmer med vad som kunde väntas, jfr figur 8. Tilläggsfiltren reducerar kontrasten 18-20 %. Ur figur 10 ser man att reduktionen i medelabsorberad dos (20-30 %) är betydligt mindre än reduktionen i ingångsluftkollisionskerma fritt i luft (40-50 Z). Vidare ser man att reduktionen ;i'de strålriskrelaterade storheterna till och med är större med koppatfiltret jämfört med niobfiltret. a) b), 60,---,----,-------,-------, 60r-,--,r---,-------r----, 50 50 l-e. l-e ro "- "- 40 I- 40 - -... 'M u l>4 lo... 30... 30 - o <:: o <:: ---------------.....,....., 20 20 OJ "" "" 10 i- 10 i-, 0'----'----"---"------1 40 50 60 70 80 Rörspänning / kv 0l--_---' ---'- -'-_----1 40 50 60 70 80 Rörspänning / kv Figur 10. Reduktionen i ingångskollisionkerma fritt i luft, K., (a) c,alr och i medelabsorberad dos, D, (b) i 50 mm vatten (b) som funktion av rörspänningen. Tilläggsfiltrering: 0- -o: 0.11 mm Cu och *--*: 0.05 mm Nb jämfört med enbart ekvivalenta filtreringen 2.0 mm Al (Minray konstant potentialgenerator).

-17-3.3. Geometri 3: 20 mm vattenfantom innehållande en kontrastdetalj av 0.1 mm dentin. I de ovan beskrivna geometrierna kommer fotonerna med energier under 19 key inte att delta i uppbyggnaden av bilden eftersom dessa absorberas i fantomet (patienten). Användes däremot ett ännu tunnare fantom (20 mm vatten) och speciellt tillsammans med ännu lägre rörspänningar (30-40 kv) kan man tänka sig att niobfiltret, åtminstone till en liten del fungerar som ett äkta K-kantsfilter. Sådana filter kan öka kontrasten, relativt konventionell filtrering (Al). Vilkoret är att K-kanten i filtret ligger vid en energi EK och att maximala fotonenergin i energispektrum ligger mellan EK plus cirka 10-30 key (Sandborg pågående arbete). Figur 11 visar att kopparfiltret reducerar kontrasten med 15-24 % jämfört med tilläggsfiltreringen 1.0 mm Al för alla rörspänningar (30-60 kv) i denna mycket tunna geometri medan niobfiltret, i kombination med mycket låga rörspänningar, höjer kontrasten relativt både aluminium- och kopparfiltreringen. Vid 30 kv ger niobfiltret högst kontrast av de tre tilläggsfiltren. 0.05 c.>....... '" 0.04 CIl 0.03... <:l o 0.02 0.01 O'---"-----------------' 20 25 30 35 40 45 50 Rörspänning / kv 55 60 65 70 Figur 11. Kontrasten C (ekv 3) av 0.1 mm dentin i 20 mm vatten som funktion av rörspänningen (geometri 3 i figur 3). Tilläggsfiltreringar +---+: 1.0 mm Al, 0---0: 0.11 mm Cu och *---*: 0.05 mm Nb. Ekvivalenta filtreringen är 1.5 mm Al och energispektra med denna filtrering är hämtade från Birch et al 1979.

.-< I x!o t:- 6 "-... 5 'OJ :> I-l QJ.. 4 <l OM OM bo I-l QJ 3 <l QJ I-l QJ 2 - "" I-l QJ <l O..O........ O ro O 10!il rl I 10000 "- 9000...... ro 6000.. QJ 7000 <l OM OM 6000 bo I-l QJ 5000./."...-.'\ f. \ I. ;. \ I. 'I,i ',0\ l 20 30-18- 40 Fotonenergi / key,,_. <l QJ,." I-l 4000 QJ / \, "" 3000 I I-l QJ <l / \ 2000 I, O..O... \ 1000 /.. O,- :f"-... /.... '\... K..- ro O..K!il 10 20 30 40 50 60 Fotonenergi / key 50 60 al 30 kv bl 50 kv Figur 12. Fotonenergispektra vid olika rörspänningar och tilläggsfiltreringar -----l 1.0 mm Al, - - -l 0.11 mm Cu, * * *1 0.05 mm Nb. Spektrena är normerade så att absorberade energin från spridda och primära fotoner i detektorn (80 mg/cm' BaFCl) per ytenhet bakom 20 mm.vatten (geometri 3 i figur 3) är 1.0'10 6 key/mm'. Rörspänningen (konstantpotential) är 30 kv (a) och 50 kv (b). Spektra med ekvivalenta filtreringen 1.5 mm Al är hämtade från Birch et al (1979).

Denna kontrastökning med niobfiltret i förhållande till den -19- konventionella filtreringen (figur 11) beror på en betydligt lägre medelenergi för det niobfiltrerade spektret. Detta kan man se ur figur 12 där energispektrum, på liknande sätt som i geometri 2 (sektion 3.2) normerats till samma energiabsorption i detektorn per ytenhet från spridda och primära j fotoner bakom 20 mm vatten. '.. <, (a).(b).'. 1.8 1.8 1.6 1.6 1.4 1.4 fil o 1.2 "" ro...... 1.2 - QJ ro..o 1... o 1 'r< tj :.: fil..o :> ro 'r< M 0.8.., ro 0.8 M QJ 0.6..., 0.6 ro 0.4 10 "" QJ. El M QJ 0.4 0.2 0.2 O O 20 40 60 80 20 40 60 80 Rörspänning / kv Rörspänning / kv Figur 13. Ingångskollisionskerma fritt i luft, K i' (a) och medelabsorc;a r berad dos, Ö, (b) i 20 mm vattenfantom vid given absorberad energi per ytenhet i detektorn (från primära och spridda fotoner; geometri 3 i figur 3) som funktion av rörspänningen (30-60 kv) vid olika tilläggsfiltreringar (minsta ekvivalenta filtreringen var 1.5 mm Al); +---+: 1.0 mm Al, 0---0: 0.11 mm Cu och *---*: 0.05 mm Nb. Värdena är normaliserade till 1.0 vid tilläggsfiltreringen 1.0 mm Al och rörspänningen 30 kv.

-20- Vid 30 och 40 kv skiljer sig de koppar- och niobfiltrerade spektren åt även i energiintervall över niobs K-kant (19 key). Andelen fotoner i spektrum under 19 key och med niobfiltret är också stor. Eftersom fantomet är så tunt kan förhållandevis många av lågenergifotonerna under 19 key detekteras vilket medför ökad kontrast med niobfiltret. Den ökade kontrasten med niobfiltret har dock ett pris i form av högre värden på de strålriskrelaterade storheterna K i och D än för de aluminium- och kopparfiltrerade c,a r spektren (figur 13), för rörspänningar mindre än 40 kv. Jämförelsen mellan niob- och kopparfiltren kan nu inte göras lika enkelt som i geometri 1 och 2 eftersom inte samma bildkvalitet (kontrast) erhålles. För detta krävs att kopparfiltret användes vid en lägre spänning, den så kallade kontrastekvivalenta rörspänningen, för att man i bilden ska ha samma kontrast som med niobfiltret. Jämfört med niobfiltret vid 40 kv kan den kontrastekvivalenta rörspänningen med kopparfiltret uppskattas ur figur 11 till ca 38 kv. Med rörspänningen 38 kv och kopparfiltret är den medelabsorberade dosen i fantomet ca 8 % lägre än med niobfiltret vid 40 kv (figur 13b) och bör föredras ur optimeringssynpunkt. Alternativt sänka till att rörspänningen med kopparfiltret skulle kopparfiltrets tjocklek kunna reduceras för att öka kontrasten vid bibehållen rörspänning (=40kV). Ett 0.066 mm kopparfilter (den kontrastekvivalenta filtertjockleken) vid 40 kv ger samma kontrast som niobfiltret vid denna rörspänning. Den medelabsorberade dosen i vattenfantomet, med detta tunnare kopparfilter, reduceras också med ca 8 % jämfört med niobfiltret vid samma rörspänning. I båda fallen erhålls alltså lägre strålrisk med kopparfiltret (vid fix kontrast) jämfört med niobfiltret och är därför att föredra ur optimeringssynpunkt. En fördel med den kontrastekvivalenta filtertjockleken är att man inte behöver öka rörbelastningen lika mycket jämfört med då den lägre spänningen och tjockare kopparfiltret användes. 4. Rörbelastningen I tabell 1 ser man att HVL och medelenergin, nv, i ökande tilläggsfiltrering och rörspänning. Medelenergin het med Alm Carlsson och Carlsson (1984) som: spektret ökar med definieras i enlig- h"max l1\i = J h" (h/) d(h") h"min... (7)

-21- Detta innebär att andelen primära fotoner som transmitteras genom vattenfantomet ökar med tilläggsfiltreringen. Samtidigt är väntevärdet av den absorberade energin i detektorn, per mot detektorn infallande primär foton, relativt konstant vid en viss rörspänning (varierar mindre än 5 Z). Filtren absorberar dock en stor andel av de från röntgenröret emitterade fotonerna; en större andel ju lägre rörspänning som användes (tabell 1 kolumn 2). Detta medför att rörbelastningen med de tilläggsfiltreringar som använts här kommer att öka med mellan ett halvt och drygt två mas-steg om absorberade energin i detektorn per ytenhet (filmsvärtningen) ska bibehållas, tabell 1 kolumn 7. Störst ökning i rörbelastningen krävs vid låga rörspänningar det vill säga där reduktionen i strålrisk med tilläggsfiltreringen är som störst (figurerna 7 d-f, 10 och 13). (a) (b) 5.5 r---,r---------,----r----, Or---,---,------, 5-0.5-4.5-1 -...... 't:l... 't:l... et 4 IQ -1.5 - 't:l 't:l 3.5-2 -2.5 2.5 l--_----' -' --'- -l O 0.1 0.2 0.3 0.4-3 '-----'-----'----------' O 0.1 0.2 0.3 0.4 Kopparfiltertjocklek, t I mm Kopparfiltertjocklek, t I mm Figur 14. Rörbelastningsökningen per längdenhet extra kopparfiltrering, dq/dt (a) och ändringen i medelabsorberade dosen Ö per längdenhet extra kopparfiltrering, dö/dt (b). Geometri 1: 200 mm vatten, 70 kv, 2.5 mm Al ekvivalent filtrering plus t mm koppar.

-22- Figur 14 a beskriver den nödvändiga rörladdningsökningen per längdenhet extra kopparfiltrering, dq/dt, för att given absorberad energi per ytenhet i detektorn ska bibehållas. Figur 14 b visar motsvarande reduktion i den medelabsorberade dosen i vattenfantomet, do/dt (70 kv, totalfiltrering 2.5 mm Al + t mm Cu, 200 mm vattenfantom). Rörladdningsökningen ökar något mer än linjärt med filtertjockleken medan dosminskningen avtar med ökande filtertjocklek. Ju mer filtrering som användes, ju mindre dosreduktion erhålles per ytterligare filtrering medan rörbelastningsökningen inte minskar utan snarare ökar med ökande filtrering. Koedooder och Venerna (1986) menar att en ökning av rörbelastningen till mer än 2-3 gånger inte är lönande. Långa exponeringstider kan leda till problem med oskärpa och reciprocitetsfel liksom snabbare förbrukning av röntgenrör. Vid dental radiografi med konventionella halvvåglikriktade generatorer (t.ex. Philips Oralix) har problem uppstått med alltför korta exponeringstider då känsligare filmer (Ektaspeed, E-film) introducerats. I det senare fallet kan problemet lösas genom att lägga till en extra tilläggsfiltrering. Alternativt kan röntgengeneratorer med stabilare exponeringskarakteristika användas (högfrekventa konstant potential generatorer, typ Minray). I båda fallen erhålles en reduktion i strålrisk men också en lägre kontrast vid bibehållen rörspänning. En utredning av optimala rörspänningar vid dental radiografi med hänsyn till röntgengeneratorns karakteristika och röntgenfilmens känslighet är på gång (Helmrot 1990). 5. Slutsatser. Resultaten i detta arbete visar att vid rörspänningar över 50 kv eller objekttjocklekar över 50 mm kan ett 0.05 mm niobfilter (NIOBI-X) med fördel ersättas med ett 0.11 mm tjockt kopparfilter. Kontrasten är den samma vid given rörspänning och strålriskrelaterade storheter som ingångsluftkol1isionskerma fritt i luft, K i' och medelabsorberad dos, O, i fantomet c,a r reduceras något mer vid samma absorberade energi i detektorn per ytenhet; rörbelastningen blir den samma eller något mindre. Detta beror på att niobs K-kant befinner sig så långt ned i energi (19 kev) att huvuddelen av fotonerna i spektren är av.högre energi. Niobfiltrets transparens för fotoner just under K-kanten ger fotoner vilka inte bidrar till uppbyggnaden av bilden vid rörspänningar över 50 kv eller objekttjocklekar över 50 mm utan absorberas i patienten; därav de högre värdena på K i och O. Detta är en c,a r nackdel i förhållande till kopparfiltret vilket även konstaterats av Nagel (1989).

Det är därför inte relevant att kalla ett filter som niob för ett K kantsfilter vid rörspänningar över ca 50 kv. Ett K-kantsfilter bör ha K kanten vid en energi där fotonenergispektrum innehåller ett betydande antal fotoner; t.ex. gadolinium (K-kant 50 kev) är ett K-kantsfilter för 80 kv spektrum. Vid mycket tunna ningen samtidigt sänks metri 3, sektion 3.3. objekt till < kan förhållandet ändras särskilt om rörspän- 50 kv, vilket framgår ur resultaten En annan effekt av niobfiltrets transparens för fotoner under 19 kev geoi -23- att HVL K ' mätt i mm Al, efter filtrering med 0.05 mm niob är lägre än c,air efter filtrering med 0.11 mm koppar (tabell 1). Reduktionen i medelabsorberad dos minskar snabbt med ökande rörspänning. Reduktionens storlek beror även på med vilken filtrering som koppar- och niobfiltren jämföres (figur 7), dvs om filtren ersätter den konventionella eller lägges utanpå densamma. Jämfört med en konventionell tilläggsfiltrering med 1.5 mm Al, ger tilläggsfiltreringarna med 0.05 mm niob och 0.11 mm koppar en signifikant kontrastminskning, särskilt om niob- respektive kopparfiltren läggs utanpå den ursprungliga tilläggsfiltreringen = 1.5 mm Al (figur 5, 9). För att återvinna kontrasten borde niob- och kopparfiltren användas vid lägre rörspänningar (figur 5). Detta kommer att motverka den vinst i medelabsorberad dos som erhålles då rörspänningen hålls konstant (figur 6). är Rörbelastningen ökar med extra tilläggsfiltrering speciellt vid låga rörspänningar och då tilläggsfiltreringen adderas till den ursprungliga (här 1.5 mm Al, tabell 1). En kompromiss måste göras mellan tillåten rörbelastning och riskreduktion genom den extra filtreringen. Ökad rörbelastning, som resulterar i längre exponeringstider, kan ge ökad rörelseoskärpa eller ökad bestrålning till följd av reciprocitetsfelet. Ökad strömstyrka vid given exponeringstid kan ge sämre skärpa på grund av ökad fokusstorlek Nielsen (1973). Vid de situationer, som simulerats i detta arbete, medför den extra filtreringen med niob- och kopparfiltren en ökning med ca 1-3 mas-steg. I detta arbete har en och samma detektor (80 mg/cm' BaFCI) använts vid beräkningarna. Andra typer av fluorescensmaterial och tjocklekar ger andra värden på andelen absorberad energi i detektorn, IF det, liksom en annan variation av IF det med rörspänningen (Carlsson och Alm Carlsson 1990). Koedooder och Venerna (1986) konstaterar att endast små skillnader föreligger ikontrastekvivalent rörspänning mellan olika typer av förstärkningsskärmar då samma tilläggsfilter användes. Vidare konstaterar de att reduktionen i medelabsorberad dos, D, och ingångsluftkollisionskerma, Kc,air'

-24- vid extra tilläggsfiltrering, inte skiljer sig nämnvärt då olika förstärkningsskärmar användes. Detta överensstämmer med Sandborg (opublicerat material). Förhållandet mellan primärkontrasten aven bendetalj i ett 200 mm tjockt vattenfantom med och utan ett erbiumfilter varierar på liknande sätt med rörspänningen «10%) då olika detektorer användes (120 mg/cm' Ca1l0 4, 140 mg/cm' Gd 2 0 2 S och 108 mg/cm' LaOBr). Små variationer «10%) i reduktionen i medelabsorberad dos, då erbiumfiltret användes, konstaterades mellan dessa skärmar. Ur beskrivningen av NIOBI-X filtret har övre diagrammet i figur 15 hämtats. Figuren visar två röntgenspektra; ett med och ett utan NIOBI-X filtret i strålgången. Fördelningarna är presenterade som funktion av våglängden i ångström (1 Å 0.1 nm). Normalt presenteras röntgenspektra som funktion av fotonenergin vilken är omvänt proportionell mot våglängden. I den nedre kurvan har två spektra (70 kv, 2.5 mm Al totalfiltrering respektive 70kV, 2.5 mm Al + 0.05 mm Nb) från Birch et al (1979) omräknats så att de presenteras som funktion av våglängden. Vid en jämförelse ser man att spektren i den övre figuren innehåller en betydligt större andel lågenergifotoner (2 Å motsvarar ungefär 6 kev) än spektra från medicinska röntgenrör.där inre filtreringen i röret medför att fotonenergier under 10 kev 1.2 Å i regel inte erhålls. Beskrivningen av filtret visar en effekt av detsamma utan motsvarighet i den kliniska situationen. too l> B os 60.!! u '" o o 2., l> 100 os 60 u " u " o o <hujenalh / Å Figur 15. Övre figuren visar våglängdsfördelningen för två spektra, med och.utan 0.05 mm Nb i strålgången. Spektrena innehåller en osedvanligt star andel lågenergifotoner (stor våglängd) jämfört med realistiska spektra i medicinsk röntgendiagnostik. Den nedre figuren visar två realistiska 70 kv spektra med filtreringarna 2.5 mm Al 0--0 respektive 2.5 mm Al + 0.05 mm Nb +--+. Den övre figuren ger intryck aven stor effekt av niobfiltret (K-kanten vid 0.65 Å). Effekten saknas i kliniska spektra. / /

-25- I detta arbete har tilläggsfiltrens eventuella påverkan på skärpan ej behandlats. Vang et al (1984) och Yamaguchi et al (1983) har rapporterat att ingen reduktion i upplösning respektive MTF konstaterades då ett yttrium- respektive ett wolframfilter undersöktes. Man kan dock tänka sig att då ett tilläggsfilter användes på så sätt att en ökad andel av de mot detektorn infallande fotonerna får en energi över K-kanten i detektorn, så kan skärpan påverkas negativt. De i detektorn emitterade K-fotonerna har en relativt stor fri medelväglängd i detektorn (Arnold och Bjärngard 1979) och kan absorberas långt ifrån emissionspunkten, medförande en försämrad skärpa. Niobfiltrets egenskaper har testats (Ullevål Sykehus 1989) för rörspänningar 47-123 kv med hjälp av ett Leeds-fantom och en transmissionsjonkammare för mätning av luftkollisionskerma integrerad över fältytan, i da Den senare storheten bestämdes med befintlig filtrering och med Ac,a r befintlig filtrering + 0.05 mm niobfilter för samma svärtning i bilden av Leedsfantomet. Mätningarna bekräftar att niobfiltret ger en reduktion av Kc,air' Målet att uppnå samma svärtning i bilderna med de olika filtreringarna kunde endast tillnärmelsevis uppfyllas då bara stegvisa mas-inställningar var möjliga. Detta ger en betydande osäkerhet i bildkvalitetsbedömningen, som dock visade i riktning mot en lägre kontrast med niobfiltret. (Bildkvaliteten bedömdes som antalet ringar som kunde detekteras i bilden av Leedsfantomet och utgör en kombination av kvalitetsparameterna kontrast och skärpa; vid 60 kv erhölls en något förbättrad bildkvalitet med niobfiltret vilket här inte kan förklaras.) Maximum i reduktion av Kc,air noterades vid 60-70 kv och var 30-40 % i relativ god överensstämmelse med beräkningarna i figur 7. Den intressanta frågan om niobfiltret kan ersättas med ett konventionellt filter diskuterades inte. /

6. Tabeller -26- Tabell 1. Andelen primära fotoner transmitterade genom tilläggsfiltret ut/in; andelen av den mot ett lateralt oändligt vattenblock infallande energin som absorberas i detta då vattentjockleken är 5 cm, IF 5 cm,och 20 cm, IF 20 cm ; medelfotonenergin, uv, och halvärdesskiktet, HVL K.' med avseende på luftkollic,alr sionskerma fritt i luft för fotonerna transmitterade genom tilläggsfiltret; rörladdningen Q för att erhålla given absorberad energi per ytenhet i detektorn (relativa enheter, 80 mg/cm' BaFCl detektor 200 mm vattenfantom) normaliserat till totalfiltreringen 2.5 mm Al (ekvivalent filtrering) för varje rörspänning för sig. Tilläggsfiltrering = O mm Al (Ekvivalent filtrering 2.5 mm Al). Rörspänning I utltin IF 5 IF20 cm uv / key HVL K / mm Al Q kv cm c,air 50 1.0 0.57 0.86 32.1 1.71 1.00 70 1.0 0.43 0.79 39.2 2.33 1.00 100 1.0 0.33 0.73 49.0 3.41 1.00 140 1.0 0.27 0.69 59.0 4.99 1.00 Tilläggsfiltrering = 1.5 mm Al Rörspänning ut/in IF5 cm IF20 cm uv / key HVL K / mm Al Q kv c,air 50 0.63 0.53 0.84 34.0 2.20 1. 26 70 0.72 0.40 0.78 41.5 3.03 1.18 100 0.79 0.30 0.72 51. 6 4.37 1.13 140 0.83 0.25 0.68 61.6 6.09 1.12 /

-27- " Tabell 1 fortsättning Tilläggsfiltrering = 0.05 mm Nb Rörspänning ut/in IF 5 IF 20 cm li" I key HVL K I mm Al Q kv cm c,air 50 0.37 0.49 0.83 35.6 2.45 1.69 70 0.52 0.36 0.77 44.1 3.70 1.35 100 0.64 0.28 0.70 54.9 5.49 1.24 140 0.73 0.24 0.67 65.1 7.40 1.17 Tilläggsfiltrering = 0.11 mm Cu Rörspänning ut/in IF5 cm IF20 cm liv I key HVL K I mm Al Q kv c,air 50 0.38 0.49 0.83 36.0 2.76 1. 62 70 0.53 0.36 0.77 44.2 3.90 1. 33 100 0.66 0.28 0.71 54.7 5.57 1. 21 140 0.74 0.24 0.67 64.8 7.39 1.16 Tilläggsfiltrering = 1.5 Al + 0.05 mm Nb Rörspänning ut/tin IF5 cm IF20 cm li\i I key HVL K I mm Al Q kv c,air 50 0.42 0.47 0.82 36.8 2.97 2.09 70 0.57 0.35 0.78 45.5 4.30 1.59 100 0.69 0.27 0.70 56.4 6.16 1.38 140 0.76 0.23 0.66 66.7 8.04 1.31 /

-28-7. Referenser Alm Carlsson G och Carlsson C A 1984. Effective energy in diagnostic radiology. A critical review. Phys. Med. Biol. 29:953-958., <, Alm Carlsson G equivalent diagnostic och Carlsson C A 1986. Relations between effective dose ','l 'l:i: r " i and mean absorbed dose(energy impatted) to patients in radiologyphys. Med. Biol. 31: 911':'921.. I " i o,' l, :, i' : : i I,, I':',, Alm Carlsson G, Carlsson C A, NielseB och Persliden J 1986. Generalised use of contrast degradationand contrast improvement factors in diagnostic radiology. Application to anishing contrast. Phys. Med. Biol. 31: 737-749. Arnold B A och Bjärngard B E 1979. The effect of phosphor K x-rays on the MTF of rare-earth screens. Med. Phys. 6: 500-503. Berger H och Bubbell J B 1987. XCOM: Photon cross section on a personal computer. NBSIR 87-3597 U.S. Department od Commerce National Bureau of Standards. Birch R, Harshall H och Ardran G H 1979. Catalogue of spectral data for diagnostic x-rays. HPA Scientific report series-30 Carlsson C A 1980. Information sampling in diagnosis with minimal radiation risk to the patient. Proc Int School of Physics "Enrico Fermi" Medical Physics. Course LXXVI, North-Bolland Publ. Amsterdam 1981 Carlsson C A och Alm Carlsson G 1990. Dosimetry in diagnostic radiology and computerized tomography. Ionizing Radiation Dosimetry Vol III (Kase, Bjärngard och Attix eds) In press. Belmrot E, Hatscheko G, Alm Carlsson G, Eckerdal O och Ericson S 1988. Image contrast using high frequency and half-wave rectified dental x-ray generators. Detomax.' Radiol.' 17: 33-40. Belmrot E 1990. Personal communication. / Berz R B 1969. The photographic action of ionizing radiations. Wiley Interscience, John Wiley & Sons. Inc.

-29- Horner K, Lawinski C P och Smith N J D 1988. Erbium filtration for dose reduction in dental radiography. Brito J. of Radiol. 61: 609-612. Jennings R J 1988. for diagnostic ", A method of comparing,,, ;. radiology. Med. Phys. beam-harening fler material 15: 588-599 I "i l " i.' ' J'.!,\' 'i.': I,.',' Koedooder K och Venerna H;Il,,1986. Fitt,atnaS;ior,dose screen film radiogniphy. Phys. Med. Biol. 31:;'583-600. \ l.' ' 'I reduction in Leitz Il 1989. Strålskyddsnytt, 8/89" \ 1 ' Nielsen B 1973. Investigation of Roentgen focal spot. Report LiH-RAD-R-011. Richards A G, Barbor G L, Bader J D, Hale, J D och Arbor A 1970. Samarium filter for dental radiography. Oral Surg. 29: 704-715. Nagel H D 1989. Comparison of performance characteristics of conventionai and K-edge filters in general diagostic radiology. Phys. Med. Biol. 34: 1269-1287. Sandborg H 1990. Erbium filter in diagnostic radiology. Presented at CEC and NRPB \lorkshop Oxford 27-29 september 1988 and published in Proc. "0ptimization of image quality and patient exposure in diagnostic radiology." Editors: Moores B M, \lall B F, Eriskat H and Schibilla H. British Institute of Radiology (BIR) report 20, sid. 169-171. Shrimpton P C, Jones D G och Ilall B F 1988. The influence of tube filtration and potential on patient dose during x-ray examinations. Phys. Med. Biol. 33: 1205-1212. Tyndall D A 1987. Rare earth filtration: spectral distributions, exposure reduction and image quaiity effects for panoramic radiography. Dentomaxillofac. Radiol. 16: 23-27. Ullevål Sykehus, Radiofysik avdelningen, Oslo 1989, Unders0kelse av dosereduksjon og endring i bildekvalitet med bruk av niob-filtret på r0ntgendiagnostisk utstryr, Rapport RF-RD 104. /

-30- Vang Y, KcArdle G H, Feig S A, Karasick S, Koolpe H A, Kapp E, Rao V K, Steiner R K och Vechsler R J 1984. Clinical applications of yttrium filters for exposure reduction. RadioGraphic 4: 479-505. Villiam Cook Europe AH, NIOBI-X R0ntgenfilter. En kort orientering om filtrets virkemåte og målning av flateeksposisjon med bruk av filtret på r0ntgendiagnostisk utstyr ved Ullevål sykehus, Försäljning- och marknadsföring, Fältspatsgatan 1, 421 31 V. Frölunda Yamaguchi C, Yamamoto T, Terada H och Akisada K 1983. Effects of tungsten absorption edge filter on diagnostic X-ray spectra, image qua-' lity and absorbed dose to the patient. Phys. Med. Biol. 28: 223-232.

Utgivna rapporter vid Radiofysiska Institutionen, Universitetet i Linköping L Leif Kusoffsky: MTFc..begreppet och dess applikation. (1973-05'-23) 2. Bengt Nielsen: Undersökning av uranraster. (1973-06-15) 3. Per Spanne:High dose RPL.Ldosimet:t.I'(1973!.b9-)O)'II. I' ' 4. har utgått! Är ersatt av rapport 041.. :i: 5. Carl Carlsson: Spridd strålning'i;öntgllndiagt\osi:ik.(1973-09-10) 6; Leif Kusoffsky och' Ca'd' Carlsson1':,Modulatiorisöverföringsfunktionen, r. i " ',),',', MTF. (1973-09-12),) i,i,', i'i\';":,1.i ' " '7, har utgått! Är ersattav rapport 052.,')',.1,!.., '" 8. Carl Carlsson: Grundläggande fysik inom röntgendiagnostik. (1973-09-14) l.' 9. Paul Edholm: Bildbehandling. (1973-09-20) 10. har utgåtti Är ersatt av rapport 026. 11. Bengt Nielsen: Investigation of Roentgen Focal Spot. (1973-11-12) 12. Gudrun Alm Carlsson: Kärnfysikaliska grunder för radioaktiva nuklider. (1974-11-11) 13. Carl Carlsson: Strålningsdosimetri med radioaktiva nuklider i människa. (1974-11-13) 14. Carl Carlsson: Växelverkan mellan materia'och jonserande strålning ", från radioaktiva nuklider. (1974-11-29) 15. Per Spanne: Strålningsdetektorer. (1974-11-29) 16. Gudrun Alm Carlsson: Statistisk precision vid radioaktivitetsmätning. (1974-12-05) 17,. CaJ;l Carlsson: Aktivitetsbestäning ur uppmätt räknehastighet. (1974-12-05) 18. Gudrun Alm Carlsson: Pulshöjdsanalys. (1974-12-12) 19. Gudrun Alm Carlsson: Kvantelektrodynamik för elektroner - Feyman-diagram och strålningskorrektion för tvärsnitt. (1975-01-07) 20. Gudrun Alm Carlsson: Klassisk elektrodynamik. Växelverkan mellan ladd, ade partiklar och elektromagnetiska fält. (1975-01-07) 21. Sten Carlsson: Vätskescintillatorn. (1975-01-09) 22. Per Spanne och Gudrun Alm Carlsson: Problem vid radioaktivitetsmätningar vid höga räknehastigheter. (1975-01-21) 23. Carl Carlsson: Signal och bakgrund vid mätning av låga radioaktiviteter. (1975-02-24) 24. Bertil Persson: Val av radionuklider och radioaktiva markörer för an 'vändning in vivo. (1975-03-17) 25. Carl Carlsson: Användning av logaritmer och exponetiaifunktioner inom 'I röntgendiagnostik. (1975-04-03) /

26. Ulf Boström: Röntgenbildförstärkare och RÖIltgen-TV. (1975-04-07) (Ersätter rapport nr 010). 27. Gudrun Alm Carlsson: Riskuppskattningar vid små stråldoser och strålskyddsrekomendationer. (1975-04-10) 28. Gudrun Alm Carlsson: Analys av Monte Carlo metoder för simulering av fotontransporter. (1975-09-12)'1' "dc I i' 29. 'Leif Kusofsky: Rutinbeskrivningar.:'Monte caro'program för fotontransportsimuleringar (1975-09-05)",e '''', 30. Leif Kusoffsky: Jämförelse mellan två olika växelverkansmodeller för 15-200 kev fotoner använda i Monte Carlo beräkningar av spridd strålning. (1975-09-12) 31. Gudrun Alm Carlsson: A critical analysis of concepts of ionizing radiation and absorbed dose. (1977-01-21) 32. Gudrun Alm Carlsson: A different formulation of the definition of energy imparted. (1977-01-21) 33. Carl Carlsson: Vectorial and plane energy fluences - useful concepts in radiation physics. (1977-06-01) 34. Gudrun Alm Carlsson och Carl Carlsson: Strålningsdosimetri i röntgendiagnostiken. (1979-10-01) 35. Gudrun Alm Carlsson: Absorbed dose equations. The general solution of the absorbed dose equation and solutions under different kinds of radiation equilibrium. (1978-01-27) 36. har utgått! Är ersatt av 057. 37. Paul Edholm: Konturen. En radiologisk studie. (1978-05-10) 38. Gudrun Alm Carlsson: Burlins kavitetsteori. (1979-08-15) 39. Bengt Nielsen: Upplösningförmåga, oskärpa och MTF. (1980-01-23) 40. Gudrun Alm Carlsson, Karl-Fredrik Berggren, Carl Carlsson och Roland Ribberfors: Beräkning av spridningstvärsnitt för ökad noggrannhet i diagnostisk radiologi. I Energibreddning vid Comptonspridning. (1980-01-25) 41. Paul Edholm: Röntegenprojektionens geometri. (1980-09-05) (Ersätter rapport 004) 42. Per Spanne och Carl Carlsson: Kontroll av kärnkraftsindustrins TLDsystem för persondosimetri. (1980-10-30) 43. Gudrun Alm Carlsson: Kavitetsteori - allmänna grunder. (1981-01-20) 44. Carl Carlsson och Bengt Nielsen: Kvalitetsvärdering av raster för bekämpning av spridd strålning vid röntgenundersökningar. Del I Teori (1981-08-21) / I

45. 46. 47. 48. 49. 50. 51. Carl Carlsson och Bengt Nielsen: Kvalitetsvärdering av raster för bekämpning av spridd strålning vid röntgenundersökningar. Del II Experimentella resultat, (1981-08-21), Bengt Nielsen: Mätmetoder för att bestämma modulationsöverföringsfunktionen för radiologiska system. (1981-08-21) Gudrun Alm Carlsson: Skalära och tektbriella fy#kaliska s'torheter. Deras betydelse för förståelsen av\:öril:gendei:ektoterrias uppträdande i ett strålningsfält. (1981-09-23) :',;, Gudrun Alm Carlsson: Fotonspridningsprocesseri vid röntgridiagnostiska,, strålkvaliteter. (1981-09-23) Gudrun Alm Carlsson: Effective use of Monte Carlo methods for simulating photontransport with special reference to slab penetration problems in X-ray diagnostics. (1981-10-19) Anders Björk och Bengt-Olof Dahl: Konstruktion av experimentell datortomograf. Utarbetande av datorproigram för styrning av rörelseenheter, insamlande av mätdata och presentation av bilder. (1982-06-23) Georg Matscheko: Utnyttjande av Comptonspridning vid bestwmling av primärspektrum av röntgenstrålning från diagnostiska röntgenrör. (1982-11-12) 52. Paul Edholm: Praktisk tomografi. (1982-12-:-08) 53. Sune Eriksson, Carl Carlsson, Olof Eckerdahl och JUri Kurol: Riktlinjer för klinisk och röntgenologisk övervakning av överkäkshörntändernas 'eruption hos barn och ungdomar mellan 8 och 15 år. Analys av indikationer och metoder för röntgenundersökning med hänsyn tagen till stråldoser och diagnostisk utfall (december 1984) 54. Paul Edholm: Diagnostisk radiologi för propedeutkursen. (1985-01-31) 55. Börje Forsberg och Per Spanne: Stråldoser till personal vid kliniker för gynekologisk onkologi. (1985-10-15) 56. Paul Edholm och Bernt Lindholm: En ny metod för fotografisk utjämning samt en lättskött apparat. (1986-09-15) 57. Gudrun Alm Carlsson och Carl Carlsson: Riskuppskattningar och strålskyddsrekomendationer - Vår strålningsmiljö. Kompendium i strålningshygien. (1988-01-20) (Ersätter 036) 58. Paul Edholm: Linograms. (1988-11-24) 59. Gudrun Alm Carlsson, David Dance och Jan Persliden: Grids in mammography: Optimization of the information con tent relative to radiation risk. (1989-08-31) 60. Paul Edholm: Diagnostisk radiologi för propedeutkursen. (1990-01-22) (Ersätter rapport 054) /