CT Teknik A-kursus 2011: Teknik og Strålebeskyttelse

Transkript

1 CT Teknik A-kursus 2011: Teknik og Strålebeskyttelse Jesper Thygesen Indkøb b & Medicoteknik, Region Midtjylland c/o Aarhus Universitetshospital, Skejby jesthy@rm.dk CT Teknik Dagens program: CT fysik samt motivation for CT CT billeddannelse CT billeddannelse forsat CT hardware og skanningsparametre CT billedkvalitet samt eksempler påp anvendelser Afrunding 1

2 CT Fysik CT skanning benytter røntgenstråling ligesom Projektionsrøntgen teknikker. Benyttede kvp i CT: (70), 80, 90, 100, 110, 120, 130,140 Typisk kan der vælges imellem 4 indstillinger på røntgenrøret eks. 80, 100, 120 el. 140 kvp Hvorfor kan man ikke bare vælge kvp frit? For hver kvp indstilling skal CT-skanneren kalibreres til mulige kollimeringer og filtreringer af strålebundtet både i forhold til vand og luft CT Fysik 2

3 CT Fysik CT Fysik Masseattenuationskoefficienter, som funktion af energien af røntgenfotonerne, for forskellige materialer i forhold til vand. Willi A. Kalender Computed Tomography 3rd revised edition, 2011 Publicis Corporate Publishing 3

4 CT Fysik CT Fysik 4

5 CT Teknik: Intro CT Teknik: Intro 5

6 CT Teknik: Intro Projektionsrøntgen kontra CT Konventionel projektionsrøntgen lider under at man projicerer 3D strukturer ned i et 2D plan Selvom den rumlige opløsning er lavere i CT, så har CT en fantastisk god lavkontrastopløsning, hvilket gør det muligt at anerkende selv meget små forskelle i vævets tæthed CT giver en præcis diagnostisk information om fordelingen af strukturer indeni kroppen 6

7 Hvad måler vi? I er intensiteten målt på detektoren efter objektet har svækket strålebundtet I0 er intensiteten af strålebundtet som IKKE er blevet svækket af objektet Hvad måler vi? 7

8 Hvad måler vi? Hvordan måles et objekt i CT? Røntgenkilde udsender en stråle Intensiteten, som er blevet dæmpet af objektet, bliver målt af detektoren, hvilket resulterer i en intensitetsprofil. Ved at tage logaritmen af forholdet mellem indgangs- og udgangsstrålen, beregnes attenuationsprofilen (projektionen), som sendes til viderebehandling. Disse målinger bliver taget 360 rundt om objektet. 8

9 Dannelse af CT billede Billedrekonstruktion Filtreret Tilbageprojektion med tre forskellige matematiske funktioner Giver mindre slør i billedet 9

10 Hounsfield tal CT tal karakteriserer vævets attenuationskoefficient relativ til vandets dæmpning af røntgenstrålen [HU] For vilkårligt væv T med dæmpnings koefficienten µt er CT tallet defineret som CT tal = (µt - µvand)/µvand * 1000 HU CT tal for vand er 0 HU CT tal for luft er HU CT Technology: Intro Hvad viser et CT billede? 10

11 Hvad viser et CT billede? CT tal fra HU til (4096 gråværdier) Mennesket kan skelne mellem 60 til 80 gråværdier. Derfor laver man vinduer. Tomografi princippet 1 11

12 At tomografere: Tomografi kommer af de to græske ord tomos ~ snit og grafia ~ beskrivelse Computer kommer af det latinske computare ~ at regne I moderne CT foretager man typisk millioner målinger og ender op med snitbilleder CT Technology: History Fundamental importance: 1917 Radon(Mathematician): The distribition of a material or material property in an object layer can be calculated if the integral values along any number of lines passing through the same layer is known 1956 Bracewell: First application of the Radon principle in radioastronomy Kalender, W.A. 2006, Phys. Med. Biol, 51, R29-R43 12

13 CT Technology: History First Medical applications: A.M. Cormack: Without knowledge of previous studies developed a method of calculating radiation absorption distributions in the human body based on transmission measurements Cormack was a physicist working on improving radiotherapy planning in a hospital in Cape Town Kalender, W.A. 2006, Phys. Med. Biol, 51, R29-R43 CT Technology: History First successful practical implementation: 1972 G.N. Hounsfield( Engineer): Generally recognised as the inventor of computed tomography Worked for the British firm EMI Ltd First clinical CT images of the Brain at Atkinson Morley Hospital in London( James Ambrose 1979 Hounsfield and Cormack were awarded the Nobel prize in Medicine for their achievements. Kalender, W.A. 2006, Phys. Med. Biol, 51, R29-R43 13

14 CT Scannergeometri Kalender, W.A. 2006, Phys. Med. Biol, 51, R29-R43 CT Scannergeometri 3. generation 14

15 CT Scannergeometri 3. generation Clinical CT 2004 Manufac -turer Scanner no. Rows no. Slice s Cov. per rot. (mm) Rot. time Year GE VCT Philips Brilliance Siemens S.tom Sens Toshiba Aquilion Toshiba prototype

16 Clinical CT present Manufacturer Scanner No. Row s No. Slices Cov. per rot. (mm) Rot. time Year Siemens Definition DS 2x4 0 2x32 2 x Toshiba Aquilion ONE Philips ict 128 2x GE 750 HD 64 2x Siemens Definition AS 40 2x Siemens Definition AS+ 64 2x Siemens Definition Flash 2x 64 2x64 x CT Detector configurations 16

17 CT Performance characteristics Kalender, W.A. 2006, Phys. Med. Biol, 51, R29-R43 CT scan metoder Axial scan - Det scannede volumen bliver opdelt i skiver - Rådata er sammensatte skiver der tilsammen danner et volumen - Køres som regel på børn, for at spare på dosis - Cerebrum undersøgelser 17

18 CT scan metoder Axial scan - Step and shoot, leje bevægelsen er ikke kontinuerlig CT scan metoder Spiral scan = Volume scan - Scanningen foregår i en lang sekvens uden ventetid mellem rekonstruktionerne - Rådata er et dataset, der dækker hele den skannede volumen - Fordelen i forhold til axial scan: hastigheden. - Undersøgelsen er hurtigere, der giver patienten mulighed for at holde vejret under hele scanningen og dermed undgå bevægelsesartefakter. - Rørstrømmen er som regel mindre end ved axiale scan, for at undgå rør overophedning. - Moderne scannere har en scantid på op til 100 s og en rørstrøm på op til 500 ma. 18

19 Spiral scan CT scan metoder CT scan metoder Spiral scan Pitch faktor: forholdet mellem leje vandringen d og den totale snit kollimering M*S p=d/(m*s) 19

20 Spiral CT Spiral CT interpolation 20

21 Z-Flying Focal Spot Multislice scan CT scan metoder 21

22 CT scan metoder Multislice scan Samme som single slice, bortset fra valg af snittykkelse og hastighed Antallet af snit vokser Cone beam problematikken ved flere end 4 slice i z-retningen Løsning = rekonstruktion CT DOSE Overranging 22

23 System opbygning System opbygning Gantry Leje Generator Betjeningskonsol Computer Evt. kontrastsprøjte og EKG 23

24 Gantry Røntgenrør Detektor Data Aqusitions System Kølesystem vand eller luft CT røntgenrør Anoden og katoden er indelukket i vacuum. Katoden (glødetråd) frigiver frie elektroner når det varmes op Elektronerne accelereres ved høj spænding og rammer anoden ( kv) Røntgenstråling opstår når elektronerne rammer anoden Anode Katode 24

25 CT røntgenrør Anoden er en roterende disk. 99% af den tilførte energi bliver omdannet til varme. Ved at lave en roterende anode, fordeler man varmen på hele discen. Vacuum røret ligger i kølende oliebad Hele opsætning er pakket ind i bly, med et lille vindue, hvor strålingen kan kommer igennem. Anode Katode Vindue CT røntgenrør Skal kunne modstå en høj varmebelastning Langvarige eksponeringer (op til 120 s) Mekaniske belastninger pga. rotationen Op til 13G for 0.5s rotation 25

26 System opbygning - Gantry Filtrering Formål Forbedring af strålehygiejnen Fjernelse af de bløde stråler (20-40 kv) Et filter af kobber eller aluminium indskydes mellem rør og patient. Forbedring af rekonstuktionsprocessen Pga. filtrering fås en mere ensartet strålekvalitet, som gør rekonstruktionen mere præcis. 26

27 Kollimering Primær kollimering Umiddelbart efter røntgenrøret Er bestemmende for: Snittykkelsen hvor tyk en vævsskive i patienten der vil blive undersøgt. Bestemmes af operatøren. For at bevare billedkvaliteten ved de tynde snit, er det nødvendigt at øge mas pr. slice. Dermed øger man også dosis til patienten. vifte vinklen i den transverselle plan, som er afgørende for hvor bredt scanfeltet vil være. Den ligger fast og kan ikke ændres af operatøren. Kollimering Sekundær kollimering Stråleafblænding umiddelbart før detektoren. Er bestemmende for: Snittykkelse Reduktion af spredt stråling Forbedring af den rummelige opløsning 27

28 Opgave: Data Acqusition System/Data Measurement System at transformere den absorberede stråling til et elektrisk signal, forstærke signalet og konvertere det fra analog til digital form. Komponenter: Røntgenfølsomme detektor elementer Forstærker, da det elektriske signal er meget svag ADC (16 bits) Data Acqusition System/Data Measurement System 28

29 Billedrekonstruktion for spiral CT Samme som axial CT, dog kræves yderligere preprocesseserings steps. Z-interpolation Billedrekonstruktion for spiral CT 29

30 Detektoren To forskellige typer detektorer er anvendt indenfor klinisk CT Ioniseringsdetektorer Xenon gas Scintillations detektorer Krystaller af cæsium iodid Faktorer der har indflydelse på detektor signalet kv: høj kv giver en mere hård stråle => flere fotoner til detektoren ma: høj rørstrøm giver en mere intens røntgenstråle Scantid: lang scantid => flere stråler til detektoren Snittykkelse: bredere snit => flere stråler Patientstørrelse: mindre patient => mindre dæmpet stråle 30

31 Multislice detektor Multislice detektor Philips Brilliance Air System 31

32 Multislice detektor Philips Brilliance Air System Multislice detektor 3 mm Slice 10 mm Slice Tykkere snit giver mindre støj i billedet og bedre kontrast for blødt væv SKAN TYNDT REKONSTRUER TYKT 32

33 Multislice detektor 5 mm Slice 1 mm Slice Tyndere snit giver bedre opløsning af knoglevæv. Multislice detektor Snittykkelsen er målt i isocentret Mulighed for at vælge snittykkelsen vha. software I tilfælde af ringartefakter og eventuelle defekte detektorer, kan denne sættes på Bad detector list på scanneren. På denne måde bliver bidraget fra den defekte detektor set bort fra. Ovenstående kommer an på hvor mange detektorer det drejer sig om, samt hvor de er placeret i detektorrækken. 33

34 Multislice detektor Philips Brilliance 64 slice detektor modul Multislice detektor Brilliance 64 DMS data measurement system 42 detektor moduler, hvor nr. 1 og 42 bruges til system kalibrering 34

35 Flying focal spot Siemens Sensation 64 slice 32 detektor rækker Et magnetfelt ændrer elektronstrålen, således at fokus flyttes i z-retning To overlappende snit pr. detektor kan opsamles samtidig under en rotation. Dette fordobler samplingen i z-retningen. Rumindretning 35

36 CT scanparametre Dataopsamlingsparametre Rør spænding ( kvp) Spændningen mellem katode og anode En højere spænding accelererer elektronerne mere, dvs. elektronerne får mere energi CT scanparametre Dataopsamlingsparametre Rør strøm ( ma) Strømmen igennem filamentet En højere strøm giver flere elektroner og større stråle intensitet Vi taler om mas produkt Stor rotationstid giver mulighed for høj mas 36

37 CT scanparametre Dataopsamlingsparametre Scantid ( s) Tiden for en rotation Længere scantid øger antal af røntgenstråler Kollimering ( mm) Snittykkelse i z-retning Strålefiltrering Beam shaping filtre Pitch (0.5 2) Billedkvalitet Flere faktorer har indflydelse på CT billedkvalitet Rumlig opløsning Kontrast opløsning Støj Artefakter i CT Stråledosis 37

38 Opløsning Rumlig opløsning Man taler om højkontrast opløsning Scannerens evne til at adskille to små strukturer, der besidder en indbyrdes høj kontrast. Altså hvor lille en detalje systemet er i stand til at gengive. F.eks. Hvis en scanner har en rumlig opløsning på 15 lp/cm, kan den skelne objekter der er 0.3 mm i størrelse. (1/15 lp/cm = 10/15 lp/mm = 0.6 mm/lp = 0.3 mm Kontrast opløsning Man taler om lavkontrast opløsning Systemets evne til at adskille væv som har næsten ens densitet og atomnummer (dæmpning af røntgenstrålen) Støj Umuligt at undgå Variation i CT tal i et homogen fantom (vand) Støjen har stor betydning i lavkontrast billeder, da for meget støj reducerer synligheden af små objekter Høj SNR og CNR 38

39 Artefakter i CT Forstyrrelser i billedet som kan være patient, operatør eller maskinrelaterede Patient bevægelse Metal artefakter Beam hardening artefakts Partial volume artefakts Udstyrsrelaterede artefakter Patient bevægelse Frivilig bevægelse Respiration Synke bevægelser Artefakter i CT Ufrivillig bevægelse Hjertet 39

40 Metal artefakter Artefakter i CT Artefakter i CT Beam hardening artefakter Opstår som følge af at røntgenstrålen absorberes forskelligt ved forskellige objekttykkelser. 40

41 Artefakter i CT Partial volume artefakter Opstår når strålen rammer flere typer væv. F.eks. Knogle og blødt væv 5 mm 2 mm Artefakter i CT Partial volume artefakter For at undgå disse artefakter er det godt at scanne tyndt, men rekonstruere tykt De nye systemer giver os mulighed for dette, da vi kan gå ned til mm i snittykkelse. Dosis til patienten? 41

42 Artefakter i CT Udstyrsrelaterede artefakter Eks. Defekt detektor CT Technology: Scanners Single Detector CT Multi Detector Row CT Dynamic Volume CT Dual Source CT Hybrid Scanners: PET/CT, SPECT/CT Focused CT: Cone Beam CT: Intraoperative CT, Breast CT Microfocus CT: Peripheral CT Preclinical 42

43 CT Tools: CT Angiography: Probing Vascular complications Cardiovascular complications Dynamic Contrast Enhanced CT: Angiogenesis in cancer and atherosclerosis Tumour blood supply Dual Energy CT Quantitative CT CT Angiography D. Fleischmann et al. 43

44 CT Angiography D. Fleischmann et al. CT Angiography CT attenuation is proportional to iodine concentration 44

45 CT Angiography D. Fleischmann et al. CT Angiography D. Fleischmann et al. 45

46 Coronary CT Angiography D. Fleischmann et al. Coronary CT Angiography 46

47 Coronary CT Angiography 0.27 sec rotation 256 Slices 2seconds Courtecy Philips Healthcare, Philips ict Coronary CT Angiography Courtecy Philips Healthcare, Philips ict 47

48 Coronary CT Angiography 100 kvp 400 mas 0.35s rot. 80 ml iopamidol 370 mgi/ml Single heartbeat Acquisition 2.6 msv Toshiba Acq. ONE Coronary CT Angiography To rør to detektorer Definition Flash, Siemens Healthcare 48

49 Coronary CT Angiography Pitch på 3.4 Definition Flash, Siemens Healthcare Coronary CT Angiography Definition Flash, Siemens Healthcare 49

50 Definition Flash Definition Flash, Siemens Healthcare CT Angiography Courtecy Philips Healthcare, Philips ict 50

51 Dynamic Contrast Enhanced CT Time density curve Voxel- voxel analysis 51

52 Time from injection in vein to arrival of contrast in: Right atrium Main pulmonary artery Left atrium Aorta Arteries Suprarenal IVC Infrarenal IVC Liver veins 6-12 s 9-15 s s s s s s s ml visipaque 320 mgi/ml, 6ml/second 52

53 SVC PA AO 50 ml visipaque320 mg I/ml, 6 ml/second CT perfusion imaging A patient with a mediastinal tumor encasing the left uper lobe artery. Dynamic CT shows a perfusiondeficit in the leftupper lobe. Courtecy: UJ Schoepf. 53

54 Patient witha lungembolusdemonstratedat CT angio. DynamicperfusionCT depicted a vedge shaped area with decreased perfusion. After treatment the perfusion in the area has almost returned to normal. Courtecy: UJ Schoepf. Small cell Lung Cancer The Effect of 3 days chemotherapy 54

55 Small-cell lung cancer Before Immediately after One week after One month after CT-guided RF-ablation 55

56 One week after RF-ablation Colorectal metastasis Before Immediately after One week after One month after 56

57 Challenges: Functional CT imaging Radiation Dose With the advent of MDCT larger coverage and low dose imaging this is currently being addressed 120 kv, 100 mas ROI Art. Perf Port Perf Tot Perf HPI T1 Av: 29.4 Av: 95.0 Av: Av: kv, 50 mas ROI Art. Perf Port Perf Tot Perf HPI Arterial Portal Total T1 Av: 24.3 Av: Av: Av: 19.0 Functional CT scan of a pig. After cutting the main hepatic artery, CT perfusion was performed with high dose and low dose. The perfusion display was much more noisy with the low dose settings. However, the quantitative perfusion calculations were almost the same. Dual Energy CT with the Definition 57

58 80kV Bone 670 HU Iodine 296 HU Bone 450 HU Iodine 144 HU 140kV 58

59 Dual Energy - Hjerte Future What about other contrast agents based on higher Z atoms 59

60 Future Spørgsmål? Jesper Thygesen Indkøb b & Medicoteknik, Region Midtjylland c/o Aarhus Universitetshospital, Skejby jesthy@rm.dk 60