Pst, Urvin, hva kan jeg si for å motivere for CT praksisen?

Presentasjon om: "Pst, Urvin, hva kan jeg si for å motivere for CT praksisen?"— Utskrift av presentasjonen:

1 Pst, Urvin, hva kan jeg si for å motivere for CT praksisen?
Computed tomography Terminologi grunnleggende for CT scannere, ord og begreper Parametere som påvirker bildekvalitet og dose til pasient Hilde M. Olerud, Dr.ing. Seksjonssjef, Statens strålevern 1. Amanuensis HiO/radiografutdanningen Hiii, ta dem med på en ridetur på ryggen av et foton...

2 Dannelsen av et røntgenbilde
Film/folie Raster primær X-ray fotoner Svertnings mønster De primære røntgenfotonene attenueres etter ligningen I=I0e-mx Fotoelektrisk absorpsjon og Compton spredning dominerende vekselvirkningsprosesser Inhomogen energiavsetning Transmitterte primærfotoner er bærer av diagnostisk informasjon Deler av informasjonen tapes ved overføring til registrerende system Bildekvaliteten karakterisert ved gitt kontrast, oppløsningsevne (MTF) og støy (variance)

3 Vanlig planar røntgen FOTOGRAFERING ELLER GJENNOMLYSNING
Attenuasjonsegenskaper i tre-dimensjonalt volum projiseres langs primær stråleretning ned i et to-dimensjonalt plan

4 Computed Tomografi (CT)
DATA INNSAMLING Røntgenrøret roterer rundt pasienten som bestråles med en vifteformet strålebunt. Detektorene registrerer hvor mye stråling som passerer ulike deler av kroppen. REKONSTRUKSJON Datamaskinen rekonstruerer tverrsnitts- bilder av det undersøkte området, og fremhever små forskjeller i tetthet mellom ulike organer. BILDEVISNING Bildeelementene tildeles gråtoner avhengig av relativ attenuasjon. Kontrasten kan manipuleres med vindus-setting (WL og WW). Bildene vises på film eller TV monitor.

5 Hounsfield skalaen (HU)
1000 Lever, muskel, nyrer, milt Blod Pancreas, adrenals Plasma Eksudat Fettholdig vev Fett 60 -60 -1000 Vann, 0 Ben Lungevev Luft

6 Computed tomografi (CT)
OVERSIKTSBILDE SNITT-AVBILDNING

7 …eller visualiser i 3D Voxelstørrelse isotrop < 1mm med moderne multislice teknologi Når vi kjenner CT tallet i voxel kan vi med enkel matematisk subtraksjon skrelle vekk organer og vev vi ikke vil se Kan for eksempel brukes til CT angiografi Dette er til å få kick av!!!

8 CT ”hardware” komponenter
Gantry - scanner geometri Røntgenrør og generator Filtere Blendere Detektor Karakteristika ved disse komponentene er oftest knyttet til apparatur og ikke til å endre

9 Scanner geometri Generasjoner av scannere
3. Generasjons scannere der røntgenrør og et motstående vifteformet detektor array roterer rundt rotasjonsaksen 4. Generasjons scannere der røntgenrøret roterer rundt rotasjonsaksen inne i en ring av fast monterte detektorer 360° rotasjon, 180° rotasjon, asymmetriske scannere Aksiale scannere, single- og multislice spiral scannere Fokus til akse avstand Dagens scannere gjerne 60 cm mot tidligere 70 – 80 cm FORDEL: Mer homogen dosefordeling i pasient Også noen på markedet med 50cm fokus akse avstand FORDEL: Kortere rotasjonstid, mindre rørbelastning

10 Generator, røntgenrør og filtere
Likeretting på generatoren Rørspenning, kV Filtere Filtrer som bestemmer strålekvaliteten Filter som former strålefeltet (motvirker beam hardening) Rørstrøm, mA Tilgjengelige verdier av rørspenning og rørstrøm legger føringer på hva dere har av spillerom for optimalisering strålekvaliteten

11 Blendere (collimation)
Merk koordinatsystemet for CT Snitt-planet defineres som-xy planet, røntgenstrålefeltet blendes inn til vifteform, gitt ved ”field of view” (FOV) Pasientens lengderetning defineres som z-retningen, røntgenstrålefeltet blendes inn til en ”pencil beam” tilpasset detektors utstrekning i z-retningen Blendere (i lengderetningen, z) Primær innblending på rørsiden av pasienten, gir avgrensning av strålefeltet mot pasient, gir doseprofilen Sekundær innblending over detektor, fjerner spredt stråling fra pasient mot detektor, bestemmer snitt-tykkelsen (SSCT) eller total aktiv detektorbredde (MSCT)

12 Pixel – Voxel – CT tall Pixel er navn på bildelementet i et rekonstruert CT bilde Pixelstørrelsen er bestemt av matrisestørrelsen og scan field of view (SFOV) (xy planet) Voxel er volumelementet gitt ved pixelstørrelsen ganger snitt-tykkelsen (z retningen er tatt inn). Attenuasjonsegenskapene blir bestemt under bilderekonstruksjon for alle voxler i scan volumet, gitt ved CT tallet i enheten Hounsfield enhet (HU) Partiell volum effekt: Strukturer med ulike attenuasjonsegenskaper innenfor en voxel vil bli tilegnet et CT tall som gjenspeiler et gjennomsnitt av disse

13 Detektor Gassdetektorer (Xenon) ”Solid state” detektorer
Mindre effektive i omgjøringen fotoner til elektrisk signal Rask deteksjon, ingen etterglødning Pga utforming ikke behov for raster (sekundær innblending) ”Solid state” detektorer Behov for sekundær innblending for å fjerne spredt stråling gir gap i informasjon som må løses teknisk (ulike løsninger finnes) Gir høyere dose for 4.generasjons scannere enn 3.generasjons Solid state detektorer trenger bare ca 75% av dosen relativt til gassdetektorer for samme bildekvalitet Singel slice versus multi slice CT Ulike detektorkonfigurasjoner presentert av ulike leverandører

14 CT parametere i operatørens kontroll
Rørspenning – objekt tykkelse Rørstrøm og rotasjonstid (mAs produktet) Matrisestørrelse og ”field of view” (FOV) Interpolasjon- og rekonstruksjonsalgoritmer Snitt-tykkelse, detektorkonfigurasjon Antall snitt eller total scan lengde Pitch Rekonstruksjons intervall (RI) Vindus setting (WL og WW)

15 Rørspenning (kV) For enklere scannere finnes bare en verdi (120 kV), ellers er gjerne verdier fra 80 kV – 140 kV tilgjengelig Ved økende kV øker doseutbyttet og strålingen blir mer gjennomtrengelig, flere fotoner når detektor Ved å øke fra 120 til 140 kV kan mAs reduseres med 40% og dose til pasient blir 15% lavere For samme mAs produkt øker dosen eksponentsielt med kV Økende kV blir i vanlig planar røntgen forbundet med lavere kontrast. I CT blir dette langt over kompensert av bedre kontrast – støy forhold Ved barnerøntgen bør først mAs reduseres så mye som mulig ved 120 kV. Lavere kV (80 – 100 kV) i barnerøntgen-protokoller er misforstått og dårlig strålehygiene.

16 Objekt diameter Halv verdi tykkelsen i vev ved CT strålekvaliteter er omkring 4 cm Hvis objektdiameter minskes med 4cm blir intensiteten av strålingen doblet ved detektorene For tynne pasienter og barn kan mAs reduseres betydelig uten at bildekvaliteten forringes relativt til voksne Fordi det ikke er automatisk eksponeringskontroll (AEC) ved CT er det operatørens ansvar å passe på dette! For tykke pasienter økes kV heller enn mAs for å kompensere for ellers økt bildestøy

17 Rørstrøm (mA) · rotasjonstid (s) = mAs
mAs produktet finnes i flere forkledninger I prinsippet produktet av rørstrøm og ”eksponeringstid” mAs per rotasjon mål for hvor mange fotoner som pøses inn i scanvolumet per rotasjon, begrenset av innblending i lengderetning, og fordelt avhengig av bordbevegelsen Noen leverandører opererer med begrepet effektiv mAs eller mAs per snitt. Da er mAs dividert med pitch verdien Noen opererer med total mAs. Da mener man rørstrøm ganger total scan tid for hele scanvolumet (spiralscan = helical scan =volum scan)

18 Matrisestørrelse og FOV
Matrisestørrelse er antall pixelverdier datamaskinen har tilgjengelig for bilderekonstruksjon, gjerne 5122 eller 2562 Redusert matrisestørrelse gir dårligere oppløsningsevne men mindre bildestøy (averaging) FOV (field of view) er åpning på ”fanbeam” under scan og bestemmer sammen med matrisestørrelsen pixelstørrelsen SFOV finner gjerne bare i to varianter, ”large” for body og ”small” for head Rekonstruksjonsfilter er mer bestemmende for oppløsningsevne (MTF) enn matrisestørrelse ved ”large” FOV

19 Interpolasjon- og rekonstruksjonsalgoritmer
Ved spiralscan må informasjonen samlet opp av detektorene under spiralbevegelsen regnes tilbake som om de var tatt opp med bordet i ro (aksial teknikk) – interpolasjonsteknikker Rekonstruksjon er den matematiske operasjonen der en beregner attenuasjons- egenskapene i vev ut fra detektor opptak Filtrert tilbakeprosjeksjon – Fourier transformasjon Rekonstruksjonsalgoritmer, matematiske filtere, filter kernels ”smooth” – standard – ”sharp” velges etter behov Visualisering av lavkontrast detaljer versus høykontrast oppløsningsevne (bedre romlig oppløsning lp/cm)

20 Snitt-tykkelse, detektor konfigurasjon
Nominell snitt-tykkelse, FWHM av ”z-sensitivity profile” Ved aksiale scannere og SSCT gitt fra 2. innblending av strålefeltet i z-retning foran detektor, den tykkelsen (skiven) av pasienten en velger å basere ett CT bilde fra Ved SS spiral CT kan bilder rekonstrueres fra rådata i ettertid i andre snitt-tykkelser enn opprinnelig opptak Ved MSCT er ikke sammenhengen mellom snitt-tykkelse og detektorkonfigurasjon intuitivt gitt Tynnere snitt gir bedre romlig oppløsning, men krever høyere mAs for samme bildekvalitet (støy og LCR) For samme mAs er pasientdosen uavhengig av snitt-tykkelse

21 Totalt scan volum, antall snitt
Stråledose til pasient er lineært avhengig av total scan lengde (scan volum) Dette innskrenkes til det som er interessant mht klinisk spørsmålstilling For den enkelte pasient bruk oversiktsbilde til å bestemme Ltot NB protokoller for oppfølging av gitte pasientgrupper Fra gammelt av gitt av antall snitt og antall serier (ulik snitt-tykkelse med og uten kontrast etc.) Styrt av hva røret tåler mer enn strålehygieniske hensyn?

22 Pitch Pitch verdi eller pitch faktor ble for SSCT definert som Pitch = bordbevegelse per rotasjon/nominell snitt-tykkelse F.eks. 15 med mer bordbevegelse per rørrotasjon og 10 mm snitt tykkelse gir pitch= 15mm/10mm=1.5 For MSCT finnes to definisjoner Pitchz= bordbevegelse/enkelt detektor lengde Pitch= bordbevegelse/total aktiv detektor lengde Ingen intuitiv sammenheng mellom bestilt snitt-tykkelse og detektor lengde Eks. GE Lightspeed bestilt 5 mm snitt tykkelse bordbevegelsen 22.5 mm/rot HS (pitchz=6, pitch=1.5) gir aktiv detektor lengde er 4x3.75 mm

23 Rekonstruksjons intervall (RI)
Spiral CT introduserte muligheten av å rekonstruere bilder i valgfrie posisjoner uavhengig av snitt-tykkelse Ved å rekonstruere bilder tettere enn snitt-tykkelsen, brukes samme informasjon i flere snitt, en kan vinne bedre bildekvalitet uten kostnad i form av høyere dose F.eks. 3 mm snitt-tykkelse, 3 mm bordbevegelse (pitch=1) og RI=1 mm Ulempe: mange flere bilder for lagring

24 Vindus setting (WL og WW)
Rekonstruksjon av CT bildet gir i utgangspunktet CT tall mellom – 1000 og HU Øyet kan ikke skille mellom mer enn ca 30 gråtoner Bløtvev har CT tall rundt – 50 HU (fettholdig), 0 HU (vann), +50 HU (lever) WL og WW er parametre knyttet til bildevisning WL (window level) angir senter i vindu WW (window width) angir bredden (range) på vinduet Valg av WW er imidlertid også nært knyttet til visuell oppfattelse av bildestøy, siden en vid WW vil undertrykke støy

25 Bruk av kontrast midler i CT
Ikke ioniske Jod kontrastmidler bedrer kontrasten betydelig ved en rekke indikasjonsstillinger Ved gamle aksiale scannere Bruk av tomserier (serier uten kontrast) Serier etter kontrastinjeksjon, kontrastfylte organer og ulik opptak avhengig av patologi Ved spiral scannere Mulighet til å se på kontrastoppladning Får med både arteriell og venøs fase Optimalisering av opptak vha CT gjennomlysning Rekonstruksjon seks ganger per rotasjon mens bordet står i ro Legger inn en ROI (region of interest) over f. eks. aorta for kontinuerlig avlesning av CT tall Automatisk start av scan når CT tallet når en forhåndsinnstilt verdi

26 En teknologi i stadig utvikling
Computed tomography (CT) – data assistert snitt-avbildning Axial scan teknikk Spiralscan = helical scan = volume scan Singel slice CT (SSCT) Opptak på ett ”hold pusten”, introduksjon av RI som parameter Multi slice (MSCT) Nye muligheter på arbeidsstasjon Opptak med tynne snitt mye bildestøy Bruk av MPR teknikker for visualisering av små høykontrastdetaljer Bruk av average (bildemidling) til tykkere snitt for visualisering av lavkontrastobjekter

27 Tube current modulation
Utfordring: Objekttykkelse og vevs sammensetning varierer under rotasjon (AP – lat) under scan i lengderetningen fra pasient til pasient Automatisk varierende rørstrøm (mA) under rotasjon gir mer konstant signal til detektorene mer homogene støyforhold i alle deler av snittet mindre artefakter optimalisert dose (lavere dose til pasient) mindre rør belastning En eller to oversiktsbilder (SPR), beregning av ”optimal” mA og feedback mekanismer

28 3D CT visualisering Multi Planar Reformatting (MPR)
Curved Planar Reformatting (Dental/Angio) Maximum Intensity Projection (MIP) Surface Rendering (SSDs) Viritual Endoscopy Volume Rendering

29 CT gjennomlysning Kontinuerlig oppdatering av CT bilder under rotasjon
Samme kV men lavere rørstrøm enn diagnostisk CT Visning på monitor og kontroll av bordposisjonering av operatør inne på lab Brukes til CT veiledet intervensjon vevsdrenasje biopsi biming av CT opptak etter kontrast injeksjon Kan medføre betydelige doser til pasient Kan medføre betydelige doser til operatørs fingre NB Strålevern

30 Referanser Seeram E. (ed) Computed Tomography. Physical principles, Clinical applications & Quality Control . Saunders (1994) Kalender W.A. Computed Tomography. Munich: Publics MCD Verlag (2000) European Comission. Europrean guidlines on quality criteria for computed tomography. EUR EN (1999) ImPACT Group: