Walter Huda, R. Brad Abrahams:
Radiographic Techniques, Contrast, and Noise in X-Ray Imaging
American Journal of Roentgenology
Volume 204 | Issue 2 | February 2015
Pages: W126 - W131
PubMed: 25615772
DOI: 10.2214/AJR.14.1311 

A radiológusok/radiográfusok felelősek a radiológiai vizsgálatok, köztük a röntgenfelvételek, mammográfiák és CT-felvételek készítésének módjáért. A radiológiai protokoll paramétereit úgy kell megválasztani, hogy megfelelő diagnosztikai teljesítményt biztosítsanak, ezért a radiológusoknak a radiológiai vizsgálatok értelmezése mellett a képalkotás folyamatát is érteniük kell. A protokollparaméter megválasztása befolyásolja a beteg által kapott sugárdózis mennyiségét is, és a radiológusoknak biztosítaniuk kell, hogy a betegeket ne tegyék ki szükségtelen sugárterhelésnek.
A protokollparaméterek megválasztásának legfontosabb szempontja annak biztosítása, hogy a képminőség megfelelő legyen az adott képalkotó diagnosztikai vizsgálathoz. Ezért a radiológusok számára alapvető fontosságú megérteni, hogy az egyes protokollparaméterek megválasztása hogyan befolyásolja a kapott képet. A legfontosabb röntgensugaras választási lehetőségek közé tartozik a röntgencsövön átmenő feszültség (kilovolt), a röntgencső áramának nagysága (milliamper) és a képalkotó expozíciós idő (másodperc). Bár a röntgenképalkotás során fellépő artefaktumok nyilvánvalóan fontosak a képminőség szempontjából, ezek meghaladják e cikk tárgyát.

Röntgencső kimenet

Mennyiség
A röntgensugár mennyiségének fontos meghatározói a csőáram (milliamper) és a megfelelő röntgensugár expozíciós idő (másodperc). A csőáram és az expozíciós idő szorzata, az úgynevezett milliamper-szekundum érték a röntgensugár intenzitásának elsődleges mutatója. A milliamper-szekundum érték egy adott röntgencső relatív sugárteljesítményét jelzi, amikor egy adott csőfeszültséggel működik, de nem veszi figyelembe a különböző csöveket és szűrőket használó röntgenrendszerek közötti különbségeket. Emiatt általában nem túl hasznos vagy informatív bármely radiográfiai vizsgálatot úgy leírni, hogy azt egy adott milliamper-szekundum értéken végzik.
A röntgensugár intenzitását a levegőben közölt dózis (K) számszerűsíti, amely a röntgensugarak és a levegő kölcsönhatásakor egységnyi tömegre vonatkoztatva felszabaduló kinetikus energiára vonatkozik. A levegőben közölt dózis (K) az elektronokra átadott energia, a levegő tömegével normalizálva (energia/tömeg). A levegőben közölt dózis (K) úgy is felfogható, mint az egységnyi területre jutó röntgensugarak száma. A levegőben közölt dózis (K) bármely röntgensugárban egyenesen arányos mind a cső áramával, mind a megfelelő expozíciós idővel. Mivel a levegőben közölt dózis (K) jól definiált és általánosan érthető, ez a röntgensugár intenzitásának meghatározásához választott mérőszám. Minél magasabb a levegőben közölt dózis (K), annál nagyobb a röntgensugár intenzitása, és annál több foton jut a páciensre.
Ha a levegőben közölt dózis (K) értékét megszorozzuk a megfelelő sugárnyaláb területével, megkapjuk a kerma-terület szorzatát szürke négyzetcentiméterben (Gy = cm2). A kerma-terület a páciensre beeső sugárzás teljes mennyisége. A levegőben közölt dózis (K) a belépő bőrdózis és ezáltal a determinisztikus (bőr)sugárzási kockázat valószínűségének becslésére szolgál. A kerma-terület a beteget érő sugárzás teljes mennyiségét számszerűsíti, és a legszorosabb kapcsolatban áll a teljes sztochasztikus betegkockázattal. A legtöbb beteg esetében a sztochasztikus kockázatot a rákkeltő kockázatnak lehet tekinteni. Az 1. táblázat a kerma-terület reprezentatív értékeit mutatja a teljes vizsgálatokra, a radiológiai képalkotásban.

Minőség
A röntgensugár minősége a sugár áthatoló erejére utal, és általában az alumínium félérték rétegeként (HVL) fejezik ki (milliméterben). Ha egy félértéknyi vastagságú alumíniumréteget helyeznek a röntgensugárba, az 50%-kal csökkenti az intenzitást (levegőben közölt dózis). A hasi röntgenvizsgálat során használt tipikus röntgensugár valószínűleg 3 mm alumínium HVL-értékkel rendelkezik. Az 1. ábra azt mutatja, hogy 0,3 mm réz, 3 mm alumínium vagy 30 mm lágyszövet mind a röntgensugár felét csillapítja. Ha az átlagos röntgensugár energia nő, vagyis a röntgensugár nagyobb átütőerővel rendelkezik, a HVL is nő.

1. ábra. A röntgensugár (80 kV + 3 mm-es alumínium szűrés) 50%-os csillapításához szükséges anyagvastagság (atomszám, Z). Vegyük észre az anyagvastagság drámai csökkenését az atomszám növekedésével.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

A hagyományos röntgen képalkotás során a röntgensugár minőségének két fontos meghatározója a csőfeszültség és a sugárszűrés. A csőfeszültség vagy a szűrés teljes mennyiségének vagy mindkettőnek a növelése növeli az átlagos fotonenergiát és ezáltal a röntgensugár áthatoló erejét. Fontos megjegyezni, hogy a szűrők hozzáadása mindig csökkenti a röntgencső teljesítményét (mennyiség), de növeli a röntgensugár áthatoló erejét (minőség). A radiográfiában leggyakrabban használt szűrőanyag az alumínium, a rutin radiográfiában jellemző szűrés kb. 3 mm alumínium. A réz is használatos azokban az eljárásokban, amelyeknél a dóziskérdések fontosak, különösen a gyermekgyógyászatban és az intervenciós radiológiában. A mammográfiában a leggyakoribb szűrőanyagok a molibdén, a ródium és az ezüst. A CT viszonylag nehéz szűrőanyagokat használ, ahol az alumínium, a réz és a titán a leggyakrabban használt anyagok.
A hasi röntgenfelvételeknél egy tipikus röntgensugár 80 kV-os röntgencsőfeszültséggel és körülbelül 3 mm alumíniumból álló teljes szűréssel rendelkezik. A mammográfiában a sugárminőség nagyon alacsony, 0,4 mm alumínium nagyságrendű. Egy tipikus CT röntgencső feszültsége 120 kV, és a szűrés 2 mm alumíniumból állhat, további 0,1 mm rézzel vagy 1 mm titánnal. Az így kapott HVL-ek 6 mm-es alumínium vagy még nagyobb nagyságrendűek lesznek, ami jelentősen nagyobb, mint a röntgenvizsgálat során tapasztaltak.

Technika kiválasztása
Ha a kép előállításához szükséges sugárzás mennyiségét növelni kell, ezt általában a milliamper-szekundum érték növelésével érik el, amint azt a 2. ábra mutatja. Fontos megjegyezni, hogy a milliamper-szekundum értékének megváltoztatása nem módosítja a röntgensugár spektrumát. Az átlagos fotonenergia állandó marad, ami ugyanazt a (százalékos) áteresztést eredményezi a páciensen keresztül. Ha lehetséges, a milliamper-szekundum érték növelését a csőáram (milliamper) növelésével kell elvégezni. A gyakorlatban ez nem biztos, hogy lehetséges a csőfűtési korlátozások miatt, vagy mert a rendelkezésre álló maximális csőáramot már kihasználják. Ilyen esetekben a milliamper-szekundum érték növelése általában hosszabb expozíciót igényel, ami növeli a mozgási artefaktum (elmosódás) valószínűségét.

2. ábra. A milliamper-szekundum (mAs) értékének növelése arányosan növeli az előállított röntgensugarak számát, az átlagos fotonenergia változatlansága mellett (balra). Ha a csőfeszültség (kV) nő, több foton keletkezik, és az átlagos fotonenergia is nő (jobbra). A milliamper-szekundum érték növelése csak a mennyiséget növeli, míg a kilovolt feszültség növelése a mennyiséget és a minőséget is növeli.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

A röntgencső feszültségének növelése (sokkal) több röntgensugarat generál, amint az a 2. ábrán látható, de a sugárnyaláb energiáját (minőség/HVL) is növeli. A radiográfiában a röntgencső teljesítményét (levegőben közölt dózis (K)) általában a kilovolt feszültség négyzetével arányosnak tekintik, míg a CT-ben a röntgencső teljesítményét a kilovolt feszültséggel 2,6-os hatványon arányosnak tekintik. A röntgencső feszültségének megválasztását azonban általában a beteg, a kontraszt és a dinamikai tartomány követelményeinek figyelembevételével határozzák meg. Csak nagyon ritkán állítják be a kilovoltot pusztán a sugárzás mennyiségének megváltoztatása érdekében bármely röntgenvizsgálat során. A kilovolt módosításakor mindig más tényezőket is értékelni kell, beleértve a beteget, a szórt sugárzás intenzitását, a röntgensugárzás rácson keresztüli átvitelét és a röntgensugár-detektorok fotonelnyelési hatékonyságának változását.
A protokolltervezés megköveteli a megfelelő röntgencsőfeszültség kezdeti kiválasztását és a röntgencső milliamper-szekundumának későbbi beállítását annak érdekében, hogy a sugárzás intenzitása a képminőség szempontjából kívánt legyen. A 3. ábra (bal oldali panel) egy olyan gerincet mutat, amely nem látható (túl fehér a képen), ezért a sugárnyaláb behatolásának javítása érdekében növelni kell a csőfeszültséget (3. ábra, középső panel). A kilofeszültség növelésével a megfelelő mértékű behatolás érhető el, de most a kép túl sötét (3. ábra, középső panel), ezért a milliamper-szekundumot most csökkenteni kell, hogy a megfelelő mennyiségű sugárzás (levegőben közölt dózis (K)) jusson a megfelelő képsűrűség eléréséhez (3. ábra, jobb oldali panel). Mivel a csőfeszültség befolyásolja a teljesítményt és a behatolást, amint azt a 2. ábra mutatja, a röntgencső áramát minden röntgenvizsgálatnál a röntgenintenzitást (milliamper-szekundum) mindig módosítani kell, ha a kilovolt feszültséget módosították, hogy a képfelvevőnél megfelelő mennyiségű sugárzást biztosítsanak.

3. ábra 36 éves férfi. A mellkasröntgenfelvétel (balra) alulexponált, ami a röntgencső feszültségének növelését igényli. A feszültség (kV) növelése után (középen) a röntgenfelvétel túl sötét. A röntgencső teljesítményének (milliamper-szekundum [mAs] érték) csökkentése után (jobbra) a röntgenfelvétel megfelelő képsűrűségű. 
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

Képminőség

Kontraszt
Tekintsünk meg egy bármilyen radiológiai képen megjelenő elváltozást, ahol az elváltozás intenzitását az Ilesion adja meg. Ha a környező normális szövetek intenzitása Itissue, akkor az elváltozás kontrasztja Ilesion - Itissue. Azt, hogy a kontraszt pozitív vagy negatív, az elváltozás jellemzői határozzák meg, és a képminőség szempontjából nem fontos. Ha például jódot vagy szén-dioxidot adunk egy érhez, akkor az érrendszer láthatóvá válik, de eltérő polaritású lesz, mivel a jód több röntgensugárzást nyel el, míg a szén-dioxid kevesebb röntgensugárzást nyel el, mint a szomszédos szövetek. A kontraszt független a kép előállításához használt sugárzás mennyiségétől, amint azt a 4. ábra mutatja. Ha egy elváltozás 5%-kal több fotont bocsát ki, mint a környező normális szövetek, ez mindig igaz, függetlenül attól, hogy a röntgencső beállítása (és a megfelelő levegőben közölt dózis teljesítménye) 1, 10 vagy 100 mAs volt. A 4. ábrán látható képek azt mutatják, hogy a milliamper-szekundum csökkentésének egyetlen hatása a kép foltosságának növekedése.

4. ábra. A röntgencső teljesítményének (azaz a milliamper-szekundum [mAs] értékének) növelése nincs hatással a digitális képek kontrasztjára (balra), de a digitális kijelző beállításainak megfelelő módosítását igényli. Ha kevesebb fotont használnak fel a kép előállításához (jobbra), a kontraszt pontosan ugyanaz marad, de a kép foltossága nő.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

A kontrasztot befolyásoló legfontosabb tényező a kép előállításához használt átlagos fotonenergia, amelyet a röntgencső feszültségének megválasztása és a röntgensugár-szűrés mértéke határoz meg. Ahogy a fotonenergia csökken, úgy nő az elváltozás és a környező szövetek közötti csillapítás. Ennek megfelelően az alacsony energia általában nagyobb kontraszttal jár, és fordítva, amint az 5. ábrán látható. Bár ez általában igaz, fontos megjegyezni, hogy az elváltozás kontrasztjának javulása alacsony energiáknál az elváltozás atomszámától is függ. Ahogy az elváltozás atomszáma eltér a lágyszövet atomszámától (atomszám, ≈7,5), a kontrasztot sokkal jobban befolyásolja. A fotonenergia csökkentése sokkal jobban javítja a meszesedés és a jódtartalmú szövetek kontrasztját (azaz a láthatóságot), mint a lágyszöveti elváltozások kontrasztját.

5. ábra. A csőfeszültség (kV) csökkentése növeli a kép kontrasztját (jobbra) a magasabb csőfeszültséghez képest (balra). Ebben a példában automatikus expozíciószabályozást használtak, így a milliamper-szekundum értéke nő, ha a kiválasztott kilovolt feszültséget csökkentik. Azáltal, hogy a képfelvevőnél lévő levegő-kerma mindkét képen azonos, a kép foltossága nem változik.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

A szórással és a digitális képmegjelenítéssel kapcsolatos kontraszt tekintetében két további tényezőt kell figyelembe venni. A megnövekedett szórás általában csökkenti a kontrasztot, ami a szóráseltávolító rács használata nélkül készült hasi röntgenfelvételek vizsgálatával is érzékelhető. A digitális röntgenfelvételek képmanipulációjával bármely adott jellemző fényereje és kontrasztja egyaránt módosítható. Ha az ablakszélességet növeljük, a megjelenítés kontrasztja csökken, és fordítva. Ennek megfelelően keskeny ablakszélesség alkalmazásával növelhető a megjelenítési kontraszt. Keskeny ablakszélesség alkalmazásakor azonban a látható pixelértékek (szövetek) tartománya is csökken. Ezért kompromisszumot kell kötni a megjelenítési kontraszt és a megjelenített képen látható anatómia típusa között. Jó példa erre a tüdő és a mediastinum megjelenítési beállításainak használata a mellkas CT értékelése során.

Zaj
Tekintsünk egy digitális detektort, amely egyenletes röntgensugárnak van kitéve, és az egy pixelben észlelt fotonok átlagos száma 100. A röntgensugár-kibocsátás (és -érzékelés) statisztikai jellege azt jelenti, hogy nem minden pixel érzékel pontosan 100 fotont. Egyes pixelek több röntgensugárzást kapnak, és sötétebbnek tűnnek, míg más pixelek 100-nál kevesebb fotont kapnak, és világosabbnak tűnnek. Ezeknek a sötétebb és világosabb pixeleknek az eloszlása véletlenszerű, és a kép foltos megjelenésű lesz (só-bors eloszlás). A képalkotással foglalkozó tudósok ezt a szemcsés megjelenést "zajnak" nevezték el, ami a "mottle" szinonimája. A 6. ábra példákat mutat a mellkasi röntgenfelvételekre, amelyeket alacsony és magas röntgencső-teljesítményértékek mellett készítettek, szemléltetve, hogy a képzaj (mottle) hogyan csökken a röntgencső teljesítményének (milliamper-szekundum) növekedésével.

6. ábra. 36 éves férfi. A kép foltossága elhanyagolható a magas milliamper-szekundum (mAs) értékű képen (balra), de nagyon magas az alacsony milliamper-szekundum értékű képen (jobbra). Mivel a nagy milliamper-szekundum értékű kép digitális adatai sokkal nagyobbak, mint az alacsony milliamper-szekundum értékű képé, a digitális kijelző beállításainak (ablak és közép) módosítása mindig szükséges.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

Mivel a zaj véletlenszerű, a zaj mennyisége nem növekszik lineárisan, amikor a kép előállításához használt sugárzás mennyisége növekszik. Ha a pixelenkénti átlagos fotonszám 100, akkor ennek az átlagértéknek az SD értéke 10, amit általában 10%-os relatív SD-vel (ingadozással) fejeznek ki. Ha a fotonok száma 4-szeresére nő, a relatív SD a felére (azaz 40,5-re) csökken, és csak 5% lesz. Hasznos tehát mindig észben tartani, hogy a bármely röntgenkép előállításához használt fotonok számának megnégyszerezése felére csökkenti a képzaj mértékét, és fordítva.
Gyakorlatilag minden röntgenképalkotási módszernél a zajban a kvantumfoltosság dominál, ahol ez utóbbi a kép létrehozásához felhasznált röntgensugarak teljes számával függ össze. A kvantumzaj minden röntgen-, mammográfiás, fluoroszkópiás és CT-vizsgálatnál domináns. Ez azért fontos, mert a zaj csökkentésének egyetlen technikai módja bármely röntgenképalkotó módszernél a több röntgensugár alkalmazása. A legtöbb röntgenképalkotó rendszerben a röntgensugarak detektálásának hatékonysága viszonylag magas, így a javulás nem valószínű. A CT-ben például a jelenlegi detektorok általában az összes beeső foton jóval több mint 90%-át elnyelik. Annak a ténynek, hogy gyakorlatilag az összes orvosi képalkotás kvantumfolt-korlátos, az a következménye, hogy a képalkotási láncban lévő alkatrészek - például a töltéscsatolt eszköz (CCD) a televíziós kamera helyett a fluoroszkópiában - cseréje nem eredményezhet dóziscsökkentést, ha a képminőséget fenn akarjuk tartani.

Kontraszt-zaj arány
Ha csak a kontraszt növekszik, vagy csak a zaj csökken, az elváltozás egyértelműen láthatóbbá válik. Az elváltozás láthatóságát azonban nem csak a zaj vagy az elváltozás kontrasztja határozza meg. A radiológiai képen lévő bármely elváltozás láthatóságához figyelembe kell venni mind az elváltozás kontrasztjának, mind a megfelelő mértékű zajnak a mértékét.
Az elváltozás kontrasztjának a zaj (foltosság) mennyiségéhez viszonyított mennyisége a legfontosabb meghatározója egy adott elváltozás láthatóságának. Az elváltozás kontrasztjának és a kép foltosságának arányát kontraszt-zaj aránynak (CNR) nevezzük. Ez az arány az adott elváltozás relatív képminőségének (azaz láthatóságának) mutatója, amint azt a 7. ábrán látható képek is mutatják. Bármely elváltozás láthatóságának javításához mindig növelni kell az elváltozás CNR-jét. Ez elérhető az elváltozás kontrasztjának növelésével, a zaj mennyiségének csökkentésével vagy e két módszer kombinációjával.

7. ábra. A jobb alsó képen az atommintázat rosszul látható a nagyon alacsony kontraszt és a nagyon nagy zaj miatt. A zaj csökkentése (balra lent) és a kontraszt növelése (jobbra fent) egyaránt javítja az atommintázat láthatóságát. A legjobb kép (balra fent) az, ahol a kontrasztot növeltük és a zajt csökkentettük.
forrás: DOI: 10.2214/AJR.14.1311 (az illusztrációkat Abrahams RB. készítette).

A digitális szubtrakciós angiográfiás (DSA) képalkotás során az aneurizma kontrasztjának (és ezáltal a CNR-nek) a javításának egyik módja a jódozott kontrasztanyag vénás beadása helyett a jód artériás beadása. Hasonló eredményt lehetne elérni azzal is, ha a kép készítésekor több röntgenfoton kerülne felhasználásra, ami csökkentené a képzaj (mottle) mennyiségét. Az elváltozás láthatósága szempontjából csak a CNR-t kell növelni, és a kontraszt növelése egyenértékű a zaj csökkentésével. Az optimális stratégia azonban általában külső tényezőktől függ, például attól, hogy a röntgenrendszer több röntgensugárzást tud-e biztosítani, vagy hogy a beteg el tudja-e viselni a dózis ilyen mértékű növekedését.

Technika és képminőség

Kimenet
Egyetlen röntgenkép esetében a csőáram (milliamper) és az expozíciós idő (másodperc) választása határozza meg a teljes röntgensugár intenzitását (azaz a milliamper-szekundumot). A legtöbb röntgenkészülék maximális csőárama, ha nagy fókuszpontot használnak, körülbelül 1000 mA, a teljesítményterhelés pedig valószínűleg 100 kW körül lesz. Kis fókuszpontméretek is alkalmazhatók (pl. a nyaki gerinc és a végtagok röntgenfelvételein az elmosódás csökkentésére). Ezekben az esetekben a csőáram és a fókuszpont terhelése általában négyszeresére csökken, mivel a fókuszpont területe már csak negyedakkora. A gyakorlatban a képalkotó rendszer a lehető legnagyobb csőáramot választja, amelyet a csőfűtési követelmények elviselnek, mert ez minimalizálja az expozíciós időt.
Egy adott röntgenvizsgálatnál a kiválasztott milliamper-szekundum érték közvetlenül befolyásolja a páciensen átjutó és az eredményül kapott röntgenfelvétel előállításához használt sugárzás mennyiségét. Egy mellkasi röntgenfelvétel esetében a szükséges levegő-kerma jelenleg körülbelül 3 μGy. Ha a sugárzás mennyisége megnégyszereződne (milliamper-szekundum érték), akkor a képzaj (foltosság) a felére csökkenne (5. ábra). Ezzel szemben a sugárzás negyedének (milliamper-szekundum érték) alkalmazása megduplázná a képzaj (foltosság) mennyiségét.
A páciensdózis egyenesen arányos a milliamper-szekundum értékkel, ezért a vizsgálónak nagy körültekintéssel kell megválasztania ezt a paramétert. Ha a milliamper-szekundum értékét túl alacsonyra választja, a diagnosztikai teljesítmény romolhat. Ezzel szemben a túl magas milliamper-szekundum érték kiválasztása azt eredményezi, hogy a betegek szükségtelenül nagyobb sugárzásnak vannak kitéve, és így szükségtelen sugárzási kockázatoknak vannak kitéve.

Feszültség
A röntgencső feszültségének kiválasztásakor minden röntgenvizsgálatnál az első szempont a beteg testalkatának kérdése (3. ábra). Az alacsony röntgencsőfeszültségek alacsony fotonenergiákat jelentenek, amelyek nem hatolnak be a betegbe, és a képalkotás során értéktelenek. A röntgensugár behatolása és a megfelelő röntgencsőfeszültség a beteg méretével is összefügg. A 2. táblázat adatai azt mutatják, hogyan változik a röntgensugár behatolása az átlagos fotonenergiával felnőtt betegek esetében, a 3. táblázat pedig hasonló adatokat mutat a gyermekbetegek esetében. Általánosságban elmondható, hogy kis betegeknél csökkentett feszültséget lehet használni, míg nagyobb betegeknél a csőfeszültség növelését kell alkalmazni.

A megfelelő penetráció elérése után azonban előnyös lehet még nagyobb fotonenergiák (azaz megnövelt kilovoltág) alkalmazása. Bár a kép kontrasztja általában csökken a nagy fotonenergiáknál (amint azt már tárgyaltuk), az eredményül kapott képadatok dinamikai tartománya is csökken. A dinamikatartományt úgy kapjuk meg, hogy a beteg anatómiai régiójában a levegő-kerma értékekre összpontosítunk, és összehasonlítjuk a legmagasabb receptor levegő-kerma értéket a legalacsonyabb receptor levegő-kerma értékkel. Az olyan vizsgálatoknál, mint például a mellkasi felvételek, ahol a belső kontraszt általában kielégítő, elengedhetetlen a kép dinamikatartományának csökkentése. A röntgenfelvételeken a nagyon nagy dinamikatartományt eredményező alacsony feszültségek azt eredményezik, hogy a tüdőben a magasabb expozíciók teljesen feketének, a mediastinumban az alacsonyabb expozíciók pedig teljesen fehérnek tűnnek. A kép dinamikatartományát csökkentő magas feszültségeket ezért akkor használják, amikor a diagnosztikus mellkasi röntgenfelvételeket a radiológiai osztályon található, erre a célra szolgáló képalkotó rendszereken végzik.
A nagy röntgencsőfeszültségek használata csökkenti a beteg dózisát, ha automatikus expozíciószabályozást alkalmaznak. A magasabb feszültségek nagyobb energiákat eredményeznek, növelik a beteg áthatolhatóságát. Ha a berendezésen a sugárzás intenzitása rögzített, a beteget érő sugárzás csökkenthető. A legtöbb röntgen- és fluoroszkópiás rendszer automatikus expozíciószabályozást használ; ezért a magas csőfeszültségek használata alacsonyabb betegdózisokkal jár. A CT-ben azonban az automatikus expozíciószabályozó rendszerek csak a csőáramot (milliamper) állítják be, a csőfeszültséget jelenleg nem módosítják. A CT-ben ezért a beteg dózisának megértéséhez a kiválasztott csőfeszültségekre (kilovoltage) és a megfelelő csőáramokra (milliamper) vonatkozó explicit információkra van szükség. A CT feszültségének növelése nagyobb betegdózist eredményezhet, ha a csőáram (milliamper) állandó marad. A CT feszültségének növelése azonban csökkentheti a beteg dózisát, ha a csőáramokat (milliamper) (jelentősen) csökkentik, hogy kihasználják a megnövekedett betegpenetráció előnyeit.

Kontraszt-zaj viszony
A két könnyen beállítható paraméter bármely radiográfiai képalkotó protokollban a röntgencső feszültsége (kilovoltage) és a kép készítéséhez használt teljes sugárzási intenzitás (milliamper-szekundum érték). Ez minden röntgensugár-alapú képalkotási módszernél igaz, beleértve a radiográfiát, a mammográfiát, a fluoroszkópiát és a CT-t. A radiológus/radiográfus felelőssége ezeknek a kulcsfontosságú paramétereknek a beállítása, amelyek befolyásolják a képminőséget és a megfelelő páciensdózist. Az általános cél annak biztosítása, hogy a képek diagnosztikai minőségűek legyenek anélkül, hogy a betegeket szükségtelen sugárzásnak tennék ki.
Amikor egy beteget röntgensugárral besugároznak, akkor egy jól meghatározott és számszerűsíthető páciensdózis keletkezik. Az eredményül kapott képnek azonban nincs megfelelő, jól meghatározott képminősége. Ennek oka, hogy a képminőség mindig feladatfüggő. Amikor egy finom lágyrész-elváltozás kimutatására készül röntgenfelvétel, a foltosság minimalizálása nagyon fontos, mivel az elváltozás belső kontrasztja viszonylag alacsony. Másrészt egy lenyelt pénzérme helyének azonosítására készített röntgenfelvétel sokkal kevesebb sugárzást igényel, mivel az érme belső kontrasztja olyan magas.
A diagnosztikus mellkasröntgen vizsgálatnál az elfogadható foltosság mennyisége valószínűleg alacsony, és körülbelül 5 μGy képreceptor légkerma szükséges hozzá. Egy skoliózis utánkövetéses vizsgálat, ahol a klinikai kérdés a gerinc görbületének esetleges változásaira vonatkozik, valószínűleg tízszer kevesebb sugárzással is elvégezhető. Bár ilyen alacsony dózisok esetén a képzaj nyilvánvalóan viszonylag magas lenne, a röntgenfelvétel mégis megfelelő lenne a feltett klinikai kérdés megválaszolásához. Az a tény, hogy a képminőség mindig feladatfüggő, talán a legfontosabb lecke, amelyet a radiológiai képalkotó közösségnek meg kell fontolnia.

Következtetés
A képalkotási folyamat megértése a kontraszt, a zaj, a páciens dózisa és a diagnosztikai teljesítmény kölcsönhatása szempontjából létfontosságú a modern radiológia gyakorlatában. A csőfeszültség kiválasztása befolyásolja a kontraszt mennyiségét az eredményül kapott képen, és a kiválasztott milliamper-szekundum érték befolyásolja a megfelelő képfoltosságot. Az eredményül kapott CNR egy adott elváltozás láthatóságának relatív mutatójaként értelmezhető. Ha egy elváltozást láthatóbbá kell tenni, ezt a kontraszt növelésével, a zaj csökkentésével vagy a két szempont ésszerű kombinációjával lehet elérni. Az elváltozás CNR-értékének beállítására használható röntgentechnikák tehát a kilovolt és a milliamper-szekundum érték. Mint minden radiográfiai képalkotásnál, az optimális értékek a beteg fizikai jellemzőitől és az adott diagnosztikai képalkotási feladattól függnek.