Dosimetri og bildekvalitetsparametre

Presentasjon om: "Dosimetri og bildekvalitetsparametre"— Utskrift av presentasjonen:

1 Dosimetri og bildekvalitetsparametre
Medisinsk fysiker Hilde Kjernlie Sæther Kompetansesenter for diagnostisk fysikk

2 Momenter Støy og lavkontrastoppløsning
Høykontrastoppløsning, Z-sensitivitet Parametre som påvirker bildekvalitet og dose Doseparametre Dosemålinger Representative doser Effektive doser

3 Støy

4

5 Standardavviket er et mål for hvor stor spredningen er i forhold til gjennomsnittet. Dvs et mål på støy.

6

7

8 Parametre som påvirker støy:
mAs Bildetykkelse Rekonstruksjonsalgoritmer Pitch kV

9 Lavkontrast Systemets evne til å fremstille detaljer av ulik størrelse med liten kontrast i forhold til bakgrunn Reduseres betydelig når støynivået i bildet øker Gitt ved f.eks. ved 18 mGy overflatedose Bløtvev, eks metastaser i lever

10 Kontrast Kontrast er forskjell i CT tall som prosent av forskjell i CT tall mellom bakgrunn og luft. I vann vil for eksempel en forskjell i CT tall på 4 HU utgjøre en kontrast på 0,4%

11

12 Lavkontrast er støyavhengig!

13 Ikke direkte sammenliknbare tall!

14 Høykontrast og z-sensitivitet
Systemets evne til å fremstille små detaljer med høy kontrast i forhold til bakgrunn Ikke støyavhengig Tynne snitt gir bedre detaljoppløsning Øke høykontrast ved hjelp av kantforsterkende rekonstruksjonsfiltre Gitt ved f.eks. 13 Kontrast i kar, brudd, lunge

15 Hva bestemmer høykontrastoppløsning?
Detektorelementenes størrelse Skannergeometri Fokusstørrelse Samplingsrate Rekonstruksjonsfiltre Bildetykkelse Pikselstørrelse Evt Detektorskift Flying fokus

16

17

18 MTF-modulation transfer function
Systemets evne til å gjenskape kontrast i bildet relativt kontrasten i objektet, ved ulike frekvenser (lp/cm)

19 MTF-kurven

20 Z-sensitivitet Et mål på skannerens følsomhet i Z-retning
Også kjent som Effektiv snittykkelse Bildetykkelse Oppløsning i Z-retning er spesielt viktig i 3D rekonstruksjoner

21 Bildetykkelse For å få riktig CT-tall, må bildetykkelse velges mindre enn størrelsen på objektet som skal visualiseres. Beste avbildning fås når bildetykkelsen er lik størrelsen på objektet.

22

23 Isotropisk voxel z Felt: 512 mm Felt: 256 mm
Isotropisk voxel: alle plan er like Eksempel: 1,0 x 1,0 x 1,0 mm 0,5 x 0,5 x 0,5 mm Matrise: 512 2 Pikselstørrelse: Felt / Matrise

24 - Effekt forårsaket av at voxel ikke isotropisk
Isotropisk voxel - Effekt forårsaket av at voxel ikke isotropisk 4,5 mm 1,5 mm 0,5 mm Original Data brukt med tillatelse av Campus Charite Mitte , Berlin

25 Parametre som påvirker dose og bildekvalitet
mAs Pitch Pikselstørrelse Snittykkelse - Bildetykkelse Rekonstruksjonsalgoritmer Scanområde Kollimering

26 kV Ved samme mAs og snittykkelse/bordbevegelse øker dosen med økt kV.
FORDI: Både fotonenes kvalitet og kvantitet endres, slik at flere røntgenfotoner får nok energi til å trenge inn gjennom hud, slik at strålene absorberes i kroppen. Bildekvalitet øker, fordi flere røntgenfotoner pr tidsenhet får nok energi til å transmittere gjennom kroppen og detekteres av detektor. Små kontrastforskjeller uthviskes med økende kV Lav kV medfører høyere absorbert dose i kroppen. Høy kV medfører at kontrastforskjeller hviskes ut.

27

28 mAs For en gitt skanner er dosen proporsjonal med rørstrøm (mA) og eksponeringstid (s) Fordi det produseres flere fotoner pr tidsenhet ”Strålingen står lenger på” Siden totalfiltrering varierer fra scannertype til scannertype, er ikke mAs-verdien alene en doseindikator. En produsent kan ha satt inn ekstra filter for å beskytte pasient mot høye doser, og dermed må denne maskinen kjøres med høyere mAs-verdier enn en maskin med mindre totalfiltrering.

29 Pitch For konstant mA vil absorbert dose i et organ avta med økende pitch. Fordi: organet vil bli eksponert over kortere tid.

30 Pitch Økt pitch vil med konstant mAs gi enten økt effektiv bildetykkelse, eller mer støy Med dagens maskiner er det imidlertid ofte lagt inn i systemet at maskinen kompenserer for økt pitch ved å også øke mAs, slik at dosen blir den samme.

31 Pikselstørrelse: DFOV/matrise
Pikselstørrelse er DFOV/matrise Kan ikke se detaljer mindre enn en piksel Eks. 512 matrise, 30 cm FOV. Gir 0,6mm pikselstørrelse Gir beste oppløsning 1/(2 x pikselstørrelse) = 8,31 lp/cm Kalender W, 2000

32 Snittykkelse Bildetykkelse
Snittykkelse fra 0.5mm gitt av skannerens detektorkonfigurasjon. ”Opptaks-snittykkelse” Bildetykkelse f.eks 3mm. Rekonstruerte bilder!! mA må gis i forhold til de rekonstruerte snittene/bildene Tykke bilder gir lite støy, men kan ha dårlig detaljoppløsning. Kan da rekonstruere tilbake til tynne bilder, disse vil ha mer støy, men man vil kunne se små detaljer.

33

34 Bruk av rekonstruksjonsfiltre

35

36 Scanområde Dosen til pasient øker med scanområdet
Bruk prescan nøyaktig! Tenk på strålefølsomme organer

37 Penumbra-effekt Det relative dosebidraget til pasientdosen fra ”over-beaming” blir høyere når snittene blir tynnere

38 Doser på CT

39

40

41

42

43 Beregning av CTDIw Vektet CTDI CTDI10cm, c Vektet og normalisert CTDI
der C er anvendt mAs per rotasjon CTDI10cm, c CTDI10cm, p 1 cm Vektet og normalisert CTDI representerer gennomsnittelig dose i snittet og og den er målt med et pendosimeter i et fantomperiphery (1 cm undere overflaten) og sentralt i fantomet Her kan jeg lage en skisse av fantomet på tavla Fantomet er laget av perpex (vevsliknende materiale), brukes for standard målinger for CT. Det har en diameter på 16 cm (hode) eller 32 cm (kropp) og en lengde på minst 14 cm. Fantomet er konstruert med staver som kan flyttes til fordel for et penn dosimeter. Disse stavene ligger parallelt med aksen. Si litt om akrylstaver som puttes inn i fantomet der det ikke måles Fantomet plasseres i CT’en der pasienten pleier å ligge og orienter fantomet slik at det ligger parallelt med aksen til pasienten, fantomet skal være sentrert vertikalt i scanneren Penn-ionisasjonskammer plasseres i et hull i fantomet, og koble til et ladningsmålerinstrument. Ved hjelp av CTDI- verdiene kan man beregne dosen som pasienten får. En mulighet er å benytte et program som regner dosen. Da plotter man inn ulike eksponeringsparametre, og programmet regner ut dosen ved hjelp av Monte Carlo modellen. CTDIw representerer gjennomsnittelig dose i snittet CTDIvol er CTDIw korrigert for pitchfaktor

44 Noen skannere bruker mindre fantom på barneprotokoller!

45

46

47 Effektive doser Enhet mSv
Et mål på sannsynligheten for senvirkninger (kreft) som følge av eksponering for stråling. Sier noe om hvor ”farlig” en undersøkelse er

48 Effektiv dose (ICRP60) der wT er vektfaktor for gitt organ/vev og HT er ekvivalent dose til organet

49 Beregning av effektive doser
DLP-metoden Dataprogram med Monte Carlo simuleringer

50 DLP- metoden Bruk DLP som kommer opp på skjerm
Korriger for evt store forskjeller i pasientstørrelse Gang opp med ”kroppsdelsfaktor” Fra EU guidelines 2004

51 CT Dosimetry NRPB bruker et tvekjønnet matematisk fantom for å generere organdose-data fra Monte Carlo-simuleringer for ulike scannere. Kan lastes ned på Nødvendige .xls tabeller kan kjøpes der for ~500 kr, eller høyskolen har lisens og legger tabellene ut for nedlasting.

52 Resultater

53 Representative doser - Referansedoser
Gjennomsnitt av 20 pasienter mellom 60 og 80 kg. Notere CTDIvol og/eller DLP Sammenlikne med nasjonale referanseverdier for å se hvordan man ligger an dosemessig med de ulike protokollene På CT har vi til nå referansedoser på caput, thorax, abdomen bekken og LS-columna

54 Artefakter i CT Scannerinduserte Pasientinduserte

55 Artefakter Detektor-feil (a) Pasientbevegelse (b) Beam hardening (c)
Partiell volum-effekt (d) Metall-implantater (e) Pasient utenfor scanområdet (f). Ref . Kalender W, Computed Tomography, 2000

56 Partiell volumeffekt Flere typer vev med ulikt absorbsjonsnivå inngår i samme voxel. Tilhørende pixel vil da bli presentert som en slags gjennomsnittsgråtone. Unngås ved å redusere snittykkelsen Med nye scannere reduseres dette problemet betydelig

57 Scannerinduserte Detektorfølsomhet Mekanisk ustabilitet
Ringartefakter (feilkalibrering av en eller flere individuelle detektorer) Streaking (feil/inkonsistens i en enkelt måling) Shading (enkelte detektorer fanger opp ”feil” signal som avviker fra realiteten) Mekanisk ustabilitet

58 Sebra-artefakter Helical interpoleringen gir støyforskjeller langs z-aksen Støy øker inhomogent med avstand fra rotasjonsaksen

59 Fotonflukt Enkelte projeksjoner kan bli støyfylte fordi for få fotoner trenger gjennom pasient og når frem til detektor. Vil særlig gjelde laterale projeksjoner. Når disse bildene rekonstrueres blir støyen forsterket. Dette resulterer i strekartefakter

60 Metallartefakt-reduksjon
Originalt bilde Med metallartefakt-reduksjon

61 Metallartefakter -bilder

62 Metall-artefakter Avhengig av type metall
Enkelte stenter gir ikke artefakter uansett hvilken 64 snitt CT du bruker Ved innkjøp/vurdering av CT må man be om å se metall rekonstruert sammen med vanlig vev for å få et bilde av eventuelle artefakter

63 Beam hardening Oppstår når det er stor forskjell i vevsammensetning, for eksempel i forbindelse med overgang mellom ben/bløtvev Sees som mørke skygger bak disse strukturene i bildet Årsak: Når røntgenstråling transmitterer gjennom et objekt øker gjennomsnittsenergien. Mottiltak: Kobberfilter eller aluminiumfilter vil redusere effekten noe. Høyere spenning over røret Korreksjonsoftware eller korreksjonsfaktorer innbygd i systemet

64 CTtall-profil Bilde av uniformt fantom

65 Pitch innvirkning på artefakt
Snitt 4x2mm for alle bildene K. Taguchi and H. Aradate, Med Phys 25 (4), 1998

66 Desentreringsartefakter
Pasienten ligger delvis i strålefeltet Årsak til artefakt: Noen projeksjoner avbilder hele pasienten, mens andre kun avbilder deler av pasienten Rekonstruksjonsutgangspunktet er ikke den samme objektsmassen Tiltak: Plassere pasienten i isosenter Ved doseplanlegging/stråleterapi: bruke extended SFOV