KOMPENDIUM I RÖNTGENTEKNOLOGI

Transkript

1 KOMPENDIUM I RÖNTGENTEKNOLOGI KAPITEL 12 Datortomografi Reviderad:

2 Baserat på presentationsmaterial från Siemens och General Electric CT Broke the Barrier 1972 presenterades de första kliniska CTbilderna av Hounsfield och Ambrose. Hounsfield och Cormack fick Nobelpriset för sitt arbete /70

3 Datortomografen, en kort historik Tankar på hur ett objekt ser ut utifrån dess signalprofiler, tex en osynlig himlakropp som avger mätbar strålning, är inte ny utan startade redan i början av 1900 talet. Nedan redovisas en sammanställning över de viktigaste händelserna som så småningom leder fram till en fungerande datortomograf RADON visade att två och tredimensionella objekt kan rekonstrueras utifrån ett ändligt antal projektioner FRANK föreslog en optisk metod för återprojektion av profiler registrerade på en film till en annan film OLDENDORF använde återprojektions metoden för rekonstruktion av röntgenbilder KUHL,EDWARDS utvecklade translation-rotation metoden för datainsamling CORMACK utvecklade en noggrann matematisk metod för bildrekonstruktion utifrån projektioner av objekt upptagna genom röntgenstrålning CAMERON, SORENSON använde återprojektions metod för att mäta densitetsfördelning i ben BRACEWELL,RIDDLE utvecklade "convolution" metod vid bildrekonstruktion RAMACHANDRAN tillämpade "convolution" och "backprojektion" metoder inom medicinskradiologi HOUNSFIELD utvecklade en CT-scanner som byggde på en interativ rekonstruktions metod ATKINSON-MORLEY den första prototypen installerades i sept. på neuroradiologiska avd. hos Dr. James Ambros. Första patientundersökningen utfördes i oktober HOUNDFIELD, AMBROSE första vetenskapliga rapporten presenterades på British Institut of Radiology i april HOUNSFIELD, AMBROSE datortomografen presenterades i december på RSNA KAROLINSKA SJUKHUSET första datortomografen installeras i Sverige 1979 HOUNSFIELD, CORMACK får nobelpris. /70

4 En känslighets-upplösningsjämförelse mellan datortomografi och radiografi. En av datortomografens stora fördel ligger i dess förmåga att detektera lågkontrastobjekt. Även om en film kan detektera mindre objekt än datortomografen så har kroppen flera organ som mest lämpar sig för diagnostisering med datortomograf. I nedanstående diagram jämförs filmens och datortomografens detekteringsbarhet för olika kontrast- och objektstorlekar. Längs y-axels ökar objektstorleken och längs x-axels ökar objektkontrasten. Datortomografen, den heldragna linjen, kan detektera föremål med lägre kontrast än filmen men tappar i prestanda då objektets storlek minskar. Objektstorlek (mm) Tumör 1 Bukorgan Lungor Rygg 0.1 1% 10% 100% Kontrast Datortomograf Radiografi /70

5 Datortomografens huvuddelar Bildlagringsmedium Huvuddator inkl. bilddator Huvudkonsoll Printer Satellitkonsoll Gantry Patientbord Röntgengenerator Datortomografen är uppbyggd av följande huvuddelar. -Huvudkonsolen; härifrån manövreras apparaten dvs. patientdata matas in, scanparametrar väljs och själva avsökningen startas/stoppas från konsolen. -Satelitkonsolen; tidigare undersökta patienter kan granskas, diagnostiseras och bildbehandlas från denna enhet. -Gantry och patientbord; patienten läggs på undersökningsbordet och skjuts in i gantryöppningen. Gantryt innehåller ett röntgenrör och en detektorenhet som tillsammans roterar runt under undersökningsförloppet. -Röntgengeneratorn; förser röntgenröret med aktuell rörspänning och rörström. -Bilddatorn; erhåller alla mätdata från detektorn i gantryt. Innan informationen spars i minnet sker en viss bearbetning av data. -Huvuddatorn; är hjärtat i systemet. Allt som sker måste godkännas av huvuddatorn, tex. att valda scanparametrar är riktiga, att ny bländarinställning är rätt eller att patientbordet får flyttas. -Bildlagringsmediet; kan tex bestå av en optisk disk, bandstation, diskett eller dylikt. Här sparas patientbilderna för en eventuell eftergranskning och för långtidslagring..ett vanligt bildlagringsmedium är multiformatkameran där patientbilder sparas på film. /70

6 Datortomografens olika delar Några viktiga delar i en CT På insidan Röntgenrör Röntgendetektor Data insamlingssystem (DAS*) *Data Acquisition System /70

7 När en patient skall undersökas i en datortomograf väljs ett lämpligt antal snitt som bestäms av det undersökta organets utbredning. Som figuren här nedan visar är röntgenröret och detektorn placerade på motsatt sida om patienten. Röntgenstrålningen från röntgenröret som passerat patienten, fångas upp av detektorn. Inbländning av röntgenfältet vid röntgenröret anger snittjockleken med de olika snitten liggande kant i kant. Röntgenrör Snitt 1 Snitt 2 Snitt 3 Snitt 4 under avsökning Snittjocklek Bordsmatning Patienten avsöks i snitt enl. figuren. Detektorer Varje snitt, visas på TV-monitorn sett framifrån enl figuren. Dos Snittjocklek TV-monitor med ett avsökt snitt. Det är svårt att definiera ett divergerande strålknippes bredd då röntgenrörets fokus förutom den divergerande primärstrålningen, bestrålar patienten utanför inbländat snitt. /70

8 Här följer en kort presentation av datortomografens tekniska utveckling. Tomografernas uppbyggnad presenteras som generation :a generationen datortomograf Bländare Bländare Röntgenrör Patient Detektor Hos den första generationens datortomografer sker avsökningen genom att röntgenröret och detektorn initialt gör en transversell rörelse över patieneten tex. uppifrån och ner. Det smala röntgenfältet som passerar patienten under avsökningen tecknar en strålrelief som detektorn registrerar. Efter denna 1.a avsökning, 1: a projektionen, vrids röntgenrör och detektor ca 1 grad och en 2:a transversell avsökning görs. Förloppet upprepas tills alla förvalda projektioner har avsökts. Under hela förloppet registrerar detektorn samtliga projektioner och spar dessa som rådata ett i minne. 1:a projektionen 2:a projektionen 3:a projektionen Röntgenrör Detektor Transversell rörelse Transversell rörelse Transversell rörelse -Första EMI scannern EMI Mark I CT hade sammanlagt 3 detektorer och avsökte två snitt åt gången -Apparaten krävde såväl roterande som transversell rörelse av röntgenrördetektor graders rotation tillämpades. -Systemet var lätt att kalibrera. -Kollimatorn eliminerade effektivt spridd strålning. -Samplingstätheten kunde väljas godtyckligt både för den transversella som den roterande rörelsen. - Tiden för ett scan var lång, ca 4,5 minuter och det totala antalet mätningar per scan var /70

9 2:a generationens datortomograf. Multipencil beam Fan beam -Fler detektorer används här jämfört med 1:a generationens tomografer. -Såväl roterande som transversell avsökning tillämpas. Vinkelvridningen mellan de transversella avsökningarna är ca. 12 grader. -Något svårare att reducera den spridda strålningen jämfört med generation 1, men samplingstätheten är högre och strålningen utnyttjas bättre. -Scantid ca 20 sekunder. /70

10 3:e generationens datortomograf För att minska tiden för ett scan och därmed utöka antalet organ som är möjliga att undesöka, (pga. rörelseoskärpa) har stävan varit att undvara den transversella avsökningen Hos generation 3 och senare versioner finns inte längre den transversella avsökningen utan endast en rotation. Detta har uppnåtts genom att antalet detektorer är så stort att hela patientöppningen i gantryt bestrålas. Två typer datortomografer finns på marknaden. Med kontinuerligt roterande röntgenrördetektorsystem och apparater där röntgenrör-detektorsystemet startas och stoppas mellan varje scan. Apparater med kontinuerligt roterande röntgenrör-detektorsystem har möjlighet att välja kortare scantider, då någon accelerations- och retardationstid ej behövs. -Antalet detektorer är här tillräckligt stort för att täcka hela patienten. -Endast roterande rörelse av röntgenrör-detektor används. -Ett ännu bättre utnyttjande av producerad strålning då ett bredare strålknippe lämnar röntgenröret. -Scantid ca 2 sekunder alt. 1 sek för kontinuerligt roterande system. -Rotationsavsökning på 360 grader vilket ger jämnare snittjocklek i objektet. -Djupa detektorer av sk. xenontyp ger bättre reduktion av spridd strålning jämfört med detektorer av halvledartyp. -När antalet detektorer ökar höjs kravet på hög detektorstabilitet. Om detektorerna ej är stabila uppstår karakteristiska ringartefakter i bilden. -Antalet mätvärden per projektioner står i relation till antalet detektorer och bör vara dubbelt så stort som detektorantalet, enligt matematiska teorem för bildrekonstruktion. Datortomografer där strålfältet täcker hela gantryöppningen behöver inte någon transversell rörelse av röntgenrör och detektorenhet. Här förekommer endast en rotationsrörelse. Hur dosprofilerna kan se ut visas i nedanstående figurer. Projektion 2 Projektion 1 Projektion 3 Patient Detektorenhet /70

11 4:e generationens datortomograf Detektorring. -Antalet detektorer är även här tillräckligt stort för att täcka hela patienten. -Endast röntgenröret roterar, medan detektorringen är fast. -Samma utnyttjandegrad av strålningen som 3:e generationens scanner. -Scantid ca 1 sekund. -Lätt att kalibrera. Ej så känslig för artefakter i bilden som 3:e generations scanner eftersom en dålig detektor ger mätfel som är jämt fördelad i bilden. -Svårt att reducera spridd strålning. 10/70

12 5:e generationens datortomograf. Att helt slippa rotation av röntgenrör och detektorsystem medför betydande konstruktionsvinster som ger mycket korta scantider. Hos 5:e generationens datortomografer har detta uppnåtts. Röntgenröret är här utformats på ett mycket speciellt sätt. Röntgenrörströmmen i form av en elektronstråle, genereras i en elektronkanon istället för i en glödtråd som hos konventionella röntgenrör. Röntgenrörets anod utformad som en stor ring, löper runt hela gantryöppningen och omgärdar detektorringen strax innanför. Vid ett scan fokuseras och avböjs elektronstrålen så att anoden avsöks runt hela periferin. Röntgenstrålningen som genereras på detta sätt är tillräckligt bred för att täcka hela patientöppningen. Efter passage genom patienten detekteras strålreliefen av detektorerna. Anod Fokusfläck Detektorring -Apparater med en eller flera detektorringar förekommer. -Inga rörliga delar förekommer utan endast en elektronstråle som sveper över anodringen. -Scantid ner till 50 millisekunder kan avsökas. -Sämre geometrisk upplösning än 3:e och 4:e generationens datortomografer. 1 Elektronkanon 2 Vakuumpump 3 Elektronstråle 4 Fokuseringsspole 5 Avlänkningsspole 6 Patientbord. 7 Anodring 8 Datainsamlings system. 9 Detektorringar. 10 Röntgenstråle. 11/70

13 De första systemen Bilder från 1974 Avsökningstiden var 7 minuter, bildmatrisen 80x80p. Endast huvudet kunde avbildas. Detaljupplösningen var cirka 1,3 mm (4 LP/cm) Bildkvalitet /70

14 Hur fungerar en CT? Bildgenerering - Skivan/Snittet Röntgenstrålarna passerar en kollimator/primärbländare varför endast en tunn skiva av patienten bestrålas, skivan/snittet Effektivitet. Hela datortomografens design avgör hur effektivt som röntgenstrålningen utnyttjas till att skapa en CT-bild. Röntgengenerator, röntgenröret, geometrin, filtreringen av strålningen, bländarnas konstruktion, detektormaterialet, detektorns geometriska design inverkar. 13/70

15 Detektorsystem. Röntgenrör Detektorenhet Kollimator Xenondetektor Referensdetektor Ett detektorsystem kan vara uppbyggt enl. figuren. De enskilda detektorelementen ligger tät packade bredvid varandra och har tillsammans en böjd form. Antalet detektorer är ca 1000 med ett centrum-centrum avstånd på ca 1mm. Högre upp, mot röntgenröret finns en referensdetektor som känner av eventuella fluktationer i strålintensiteten. Om så sker under ett scan korrigeras insamlade data för detta. Två typer av detektorer förekommer huvudsakligen, xenongas- och halvledardetektorer. Xenongasdetektorn består av små kammare, tät packade tillsammans, fyllda med ädelgasen xenon. Vid bestrålning joniseras gasmolekylerna och en ström proportionell mot strålintensiteten genereras. Halvledardetektorn består av en kristall som vid bestrålning genererar ljus. Ljuset påverkar i sin tur en fotodiod som lämnar en ström proportionell mot ljusintensiteten. Gasdetektorn fördel är framförallt dess stabilitet och bra reduktion av spridd strålning men har nackdelen att varje kammare måste ha relativt tjocka väggar för att motstå gastrycket. Detta minskar detektorns effektivitet. Halvledardetektorn däremot har hög effektivitet, och kan packas tätare. Nackdelen är dess temperaturberoende. Xenongasdetektorn: (Tryck=20-24 Atö) Scintillations kristall fotodetektorn Röntgenstrålning Röntgenstrålning Ljus Signal Elektroder Detektorbredd=1mm Signal Kristall Fotodiod Detektorbredd=1.6 mm Geometrisk effektivitet Omvandlings effektivitet. Total effektivitet. 75% 97% 72% 91% 65% 60% 14/70

16 Voxel, pixel eller bildelement Skivan delas upp i små volymselement (voxels). Denna voxels förmåga att bromsa röntgenstrålning mäts vid CT och får ett bestämt värde, Hounsfield värdet. När vi betraktar bilden av skiva i 2 dimensioner kallar vi varje bildelement för pixlar. CT-värde, Hounsfield värde HU Fysikaliskt är en CT ett mätinstrument som mäter vilken attenueringsförmåga som vävnaden i kroppen har, voxel för voxel. När varje voxels attenueringsvärde placeras på en gråskala erhåller vi en CT-bild. CT-värde, Hounsfield värde HU CT-värdet / Hounsfield värdet (U vävnad - U vatten ) x 1000 HU U vatten 15/70

17 Blockschema över datortomografens funktion. 140 kvp Röntgenrör I Filter I Energi Filterad energi Positionsskala Patient Switch Integratorer Förprocessor Convolution Tillbaka projektion Minne TV monitor A/D Detektorer Detektorsignal Förloppet vid ett scan kan beskrivas enl. följande: Röntgenstrålarna från röntgenröret passerar patienten och genererar en dosprofil till detektorerna. En positionsskala håller reda på röntgenrörets och detektorsystemets läge vid insamlingstillfället. Varje detektor avger en signal som är proprtionell mot strålningens intensitet och laddar upp en av de två integratorerna. Under tiden som den ena integratorn samlar in inkommande mätvärden, avläses och nollställes den andra integratorns tidigare insamlade mätdata av en A/D omvandlare. Kända fel och avvikelser i detektorsystemet korrigeras i förprocessorn. Innan bilden kan återskapas måste sk. konvuleringsprofiler adderas till mätdata för att minimerar släpskuggor som bildas vid tillbakaprojektionsprocessen. Den färdiga bilden lagras i ett minne och presenteras på TV-monitorskärmen. I 16/70

18 Låt oss nu se hur en dosprofil skapas och vilka problem som kan vara behäftade med detta. Röntgenrör Bländare Objekt Transversell rörelse Bländare Avsökt profil Detektor För enkelhetens skull antas att datortomografen endast har en detektor och att röntgenstrålningen är inbländad till ett smalt strålknippe enl. figuren ovan. Avsökning av objektet sker genom att röntgenrör och detektorn sveper över objektet i en transversell rörelse. Detektorn avger en signal proprtionell röntgenstrålens attenuering genom objektet. Rör och detektor vrider sig sedan ca 1grad, och ett en ny transversell avsökning görs. För varje scan registreras objektets dosprofil som lagras som spänningsvärden i ett minne. Alla profiler tillsammans, avsökta under olika vinklar, innehåller all den information som fordras för att rekonstruera en bild av objektet. Varför måste röntgenröret och detektorn vridas runt objektet? Objekt i skivan med tätheten10/mm Objekt i skivan med täthet 1/mm Att ett objekt behöver avsökas från olika vinklar framgår av de två figurerna ovan. Hos den första figuren finns ett objektet i skivan, med längden 1mm och tätheten 10/mm. Den totala uppmätta tätheten i strålriktningen blir 10. I den andra figuren finns ett objekt med längden 10 mm och tätheten 1/mm. Även här uppmäts en total täthet 10. Med den position som röntgenrör och detektorn har, registreras ingen skillnad, trots olikheter hos objekten. Om nu en ny rör-detektorvinkel väljs ses objektet under en annan vinkel vilket avslöjar olikheterna. Det gäller alltså att röntgenrör-detektorsystemet betraktar objektet från så många vinklar som möjligt för att få den bästa uppfattning om dess form och täthet. 17/70

19 Principen för tillbakaprojektion Efter ett scan finns alla projektioner, de sk. rådatafilerna, lagrade i en bildfil i datorn.varje projektions läge och riktning är känt, då positionsskalan håller reda på detta. Från våra bilddata vill vi nu rekonstruera objektet, genom sk. tillbakaprojektion. För att beskriva metoden antar vi först att vi har "scanat" en homogen objektskiva med en tätare detalj med attenueringsvärdet 16 placerad enl. figuren. I bildfilen finns nu attenueringsvärderna för de olika projektionerna lagrade. Samtliga projektioner där ingen signaldämpning skett får värdet noll medan signalen som passerar igenom objektet får värdet 16. Om vi nu tänker oss tillbaka till insamlingsfasen, men istället för att samla in scandata läser vi av de insamlade data i bildfilen. Varje projektions värde fördelas nu jämnt mellan pixlarna på monitorn och under samma vinkel som vid bildupptagningen. Vi säger att vi tillbakaprojiserar informationen. I vårt exempel återprojiceras den tätare detaljen med värdet 16 som tvåor jämnt fördelade på 8 st. pixlar. Utanför den tätare detaljen i objektet där ingen dämpning skett får vi värdet noll. Förfarandet upprepas på samma sätt med de övriga projektionerna. Som framgår av figuren ovan, kommer värdet 2 från samtliga projektioner att sammanfalla på den plats där detaljen i objektet finns. Gradvis byggs bilden upp, allt efter som fler och fler projektioner tillbakaprojiseras. Tyvärr skapas också släpskuggor med tillbakaprojektionsmetoden, här i form av tvåor utdragna i stråk. För en korrekt bildrekonstruktion, måste dessa "stråk" tas bort. 18/70

20 Föremålets verkliga utseende Den tillbakaprojiserade bilden med siffran 16 i mitten och med "släpskuggor" i form av stråk med 2:or, kan också åskådliggöras som en topp med max. värdet 16 enl. ovan. Toppen får ett flackt fundament, som här representerar 2:orna. Runt toppen, i en cirkel visas de dosprofiler som detektorn mätt upp vid varje scan. Vårt originalobjektet är ju en stav med raka kanter nedtill, och inte en topp med flackt fundament. För att få tillbaka vårt originalobjekt måste en korrigering göras. Korrektionen kallas konvulering. Konvuleringen bestämmer graden av korrektion som skall till för att vår rekonstruerade bild skall få korrekt form. Konvulering Scanna profil Genom att addera korrektionsprofiler och sk. algoritmer till den scannade profilen kan önskad form och kvalitet hos bilden skapas. Slutresultat Korrektionsprofil 19/70

21 Den tillbakaprojiserade bilden korrigerad med konvuleringsprofiler ger ett slutresultatet som motsvarar det eftersökta objektet. Med olika algoritmer (beräkningsprofiler) kan bildintrycket korrigeras. Exempel på sådan korrektion är tex. kantförstärkning, eller en mjukare bild. Bruset i bilden framhävs eller tonas ned med dessa korrektioner. Som påpekats tidigare vet vi att bildsnittet svarar mot vald snittjocklek då scanet kördes. Bilden kan nu presenteras på monitorskärmen i form av en gråskala. All information på TV-monitorn återges i ett matrissystem. Vårt objekt återges som en grå cirkel i övre högra hörnet på monitorbilden. Bingo! Den undersökta skivan med ett objekt Snittjocklek Medelattenueringen i ett volymselement (voxel) återges som en attenueringssiffra i matrisen. I monitorn representerar siffran en gråton. Bildmatris i TV-monitorna Total upptar en bild ca MByte beroende på vald matrisstorlek, och andra bild- och scanparametrar. 20(12) 20/70

22 Översiktsbild, (topogram, scoutview) I allmänhet inleds en undersökning med en sk. översiktsbild. Namn som tex. topogram, eller scoutview används av olika leverantörer Översiktsbilden skapas genom att röntgenrör-detektorsystemet står stilla under exponeringsfasen, medan patientbordet matas med jämn fart igenom gantryöppningen. Bilden vi får på TV monitorn liknar en "vanlig" röntgenbild. Från bilden planeras undersökningsområdet och ev. snitten En typisk exponering med avsökningslängden 0,5 meter kan vara: 120 kv/100 ma/5 sek. Röntgenrör och detektorenhet står still Bordsmatning i gantryt 21/70

23 Multiskikts CT 1 detektorrad 2 detektorrader 4 detektorrader De ständiga minskade undersökningstiderna av patienten, har till stor del möjliggjorts av snabbare elektronikkretsar, som ingår i moderna datortomografer. Det ökade dataflödet som snabbroterande rör-detektorsystem genererar kan numera tas om hand och bearbetas i moderna datorer. Som ett led i strävan att minska scantiderna föddes spiraldatortomografen som under röntgenrör- detektorsystemets rotationen i ett svep avsöker önskad volym av patienten. En av landvinningarna på detta område är multikanalstomografen där ett antal detektorrader samtidigt genererar flera snitt/rotation. Tiden för att avsöka en volym förkortas i motsvarande grad som detektorradantalet ökar. Här ovan visas exempel på skillnader i avsökningstider mellan multikanalstomografer med 1, 2 resp. 4 detektorrader. Olika uppbyggnad hos detektorerna, möjliggör olika val av snittjocklekar, som tex. 0,5 mm, 1 mm, 2 mm, 4 mm eller 8 millimeters snitt. 22/70

24 Datortomografer med multikanals detektorer Den senaste trenden är att utrusta datortomografer med flera detektorrader/kanaler, för att på så sätt kunna avsöka en större volym av patienten per varv. Röntgenrör Detektorenhet Här visas ett 4-kanals system (4 detektorrader) med tillhörande switchmatris och mätelektronik Med multidetektorer förändras detektorns doseffektivitet enl. nedanstående resonemang. Med doseffektivit menas hur mycket av den infallande strålningen som kan utnyttjas för för att skapa en bild. På nästa två sidor redovisas ett sätt att justera de detektornära bländarna och hur det påverkar detektorkänsligheten hos en-resp. flerkanalssystem. Vikten av detektorbländarnas positionering för att få god överensstämmelse mellan önskadoch verklig snittjocklek påverkas även av detta. Andra fabrikanter kan ha andra tekniska lösningar som ger olika för- och nackdelar. 23/70

25 Om vi jämför ett enkanals- och ett flerkanalssystemen med varandra i en situation där ett 4 millimeters snitt valts blir vikten av de detektornära bländarnas inställning uppenbar och skillnaden i doseffektivitet följande. Enkanals CT Multikanals CT Röntgenrör 4 mm 4 mm Detektorenhet röntgenrörfokus primärkollimator 4 mm snitt 4x1 mm snitt umbra penumbra Detektorelementet bestrålas av en något beskuren umbran och en helt beskuren penumbran. Tre st. 1 mm breda detektorkanaler som helt exponerade av umbran samt två 0,5+0,5 kanaler delvis bestrålas Enkanalsdetektorn De flesta fabrikat har en sekundärbländare nära detektorn som begränsar strålfältet så att den definerade snittjockleken i snittcentrum i möjligaste mån motsvarar strålfältet till detektorn. Sekundärbländaren beskär då hela penumbran och en mindre del av umbran. penumbra Detektorsignal Dosprofil "Bortkastad" dos av umbran. Detektor kollimator 24/70

26 Hos ett flerkanalssystem blir situationen följande med samma förutsättningar. 4x1 mm snitt ekl. penumbra Dosprofil Detektor kollimator Detektorsignal "Bortkastad" dos av umbran En fabrikant väljer att bestråla 3 x 1+ 2 x 0,5 mm detektorrader, dvs 3 kanaler som bestrålas helt samt 2 kanaler som bestålas till hälften. Detta resulterar i att de 2 yttre kanalerna ger ifrån sig en lägre signal som resulterar i ett varierande pixelbrus och en lägre detektorkänslighet.. Om samma signal önskas från alla aktiva kanaler, skulle det kräva att snittetjockleken ökas. Dosprofil Detektorsignal "Bortkastad" dos Detektor kollimator Detektor I allmänhet gäller att små snitt som 1 och 2 mm beskärs mera av detektorbländarna för att öka överenstämmelsen mellan önskad och verkliga snittjocklek. Detta ger då ett procentuellt mindre dostillskott från dosflankerna och minskar därmed detektorkänsligheten. De strörre snittocklekarna som 4, 8 och 10 mm beskär dosflankerna mindre hårt, vilket har till följd att patientdosen endast ökar marginellt, och en större detektorkänslighet. 25/70

27 Problem med konventionell CT Andning Bilder kan bara rekonstrueras i den position som avsökning skett i Partiell volymseffekt och den undersökta skivans lokalisation leder till att förändringar kan undgå upptäckt eller feldiagnostiseras. 26/70

28 Hur kan problemen lösas? Andning Se till att undersökningstiden blir så kort att den kan genomföras i ett andetag Bilder kan inte genereras med godtycklig position Samla in en volym snarare än enskilda skivor Spiral CT Spiral CT Blir det inte väldiga rörelseartefakter? Jo, det blir det. Men rörelsen är känd och kan korrigeras. 27/70

29 Kontinuerligt roterande 3:e och 4:e generationens datortomografer "Normalt" görs ett scan med patientbordet stillastående. Innan nästa scan sker flyttas patienten en snittjocklekslängd. Vid spiraltomografi däremot, förflyttas patientbordet med patienten under själva scanet och datainsamlingsfasen. Observera att röntgenrördetektorsystemet måste rotera kontinuerligt för att en spiral-ct skall vara möjlig, (ca 1 sekund/varv). Spiral-CT medger undersökning av volymer och organ med en enda avsökning. Den spiralformade avsökningen åstadkommes genom att bordet med patient matas fram kontinuerligt under scanet. En komplett spiralundersökning tar sek., och ger en regional anatomisk avsökning i ett enda scan. Längden hos ett spiralscan kan tex. avgöras genom patientens förmåga att sambarbeta tex. att hålla andan Ovan visas ett 11 sekunders spiralscan med snittjockleken 10 mm och en bordsförflyttning av 10 mm/s. Patientbordets rörelse gör att patienten flyttas ungefär en snittjocklekbredd för varje varv hos rör-detektorsystemet. Om inte en korrektion av bilddata skulle göras, blir effekten densamma, som om patienten rört sig under ett "vanligt" scan. Därför interpoleras och rekonstrueras närliggande bilddata till önskad position så att en korrekt CT-bild erhålles. 28/70

30 Bildberäkning Efter ett avslutat spiralscan, i vårt fall mellan 0 och 110 mm, kan vilket snitt som helst mellan z=10 och z=100 rekonstrueras utan att några scandata går förlorade. I exemplet ovan används mätdata mellan tiden t=0 och t=2 för att rekonstrueras i ett snittet vid positionen z = 10. Principen att rekonstruera ett plant snitt utifrån insamlade spiral-ct data, kallas vägd interpolation och går till så att en centrumlinje i snittet först bestäms. De punkter på spiralen som skall användas vid rekonstruktionen, interpoleras sedan till detta plan. Vald snittjocklek under scanet, låt oss säga på 10 mm, ger oss rekonstruerade bilder med samma snittjocklek. De rekonstruerade snitten kan vid presentationen förskjutas (inkrementeras) med tex 5 millimeters intervall vilket skapar en 50%-ig överlappning mellan bilderna. Vinsten med ett sådant förfarande blir en ökad anatomisk information. En datortomograf med kontinuerligt roterande rör-detektorsystem, kan erbjuda följande: -Multiscanteknik, dvs flera scan i direkt följd efter varandra. -Snabba dynamiska undersökningar med eller utan bordsförflyttning. -Möjlighet till spiral-ct. -Fler rekontruktionsmöjligheter, som i vissa fall kan vara direkt dosbesparande. (3D-snitt) -CT-angiografi undersökningar. Stora krav ställs då på: - snabb datainsamling. - hög belastbarhet av röntgenrör. - hög tillförlitlighet på överföring mellan roterande och stationära delar i systemet, såsom röntgenrörspänningen, och data från detektorsystem etc. Vid flera av undersökningarna används kontrastmedel för att framhäva kärl eller annan anatomisk vävnad. 29/70

31 Vad är pitch? Vid spiral-ct:ns introduktion krävdes att bordets förflyttning under en rotation, stämde exakt med inställd snittjocklek. Detta angavs som pitch 1. Erfarenheten har visat att bordsförflyttningen/rotation kan vara längre än en snittjockleksbredd, utan att bildkvaliteten försämras nämnvärt. Pitch, (spiralens stigning), är förhållandet mellan bordförflyttningen/rotation och vald snittjocklek. Exempel. 5 mm snittjocklek vid 5 mm bordförflyttning per varv = pitch 1 5 mm -"- vid 6 mm -"- = pitch 1,2 5 mm -"- vid 10 mm -"- = pitch 2. När hela spiralscanet är avsökt, finns insamlade rådata lagrade i en rådatafil. Från dessa rådata rekonstrueras bilderna, med eller utan inkrementering. Varje bild återges med samma snittjocklek som under körningen. En bilds kvalite bestäms bla. av scanparametrarna dvs: -snittjocklek -rotationshastighet (exponeringstiden) -ma -kv -bordsförflyttning per rotationsvarv (pitch) -och inte minst patienttjockleken. samt av bildparametrarna, dvs: -kernel (konvuleringsgrad) -algoritm (bildkaraktärsbestämmning) -FoV ( ield f iew, dvs x+y koordinater/zoom faktor) -och inkrementet. Efter en körning är det naturligtvis inte möjligt att påverka bilden genom att ändra scanparametrarna. Däremot kan bilden omrekontrueras med andra bildparametrar som tex annan zoomfaktor, eller med en alternativ algoritm. När bilden väl är godkänd och klar kan rådatafilen suddas, för att spara minnesutrymme i datorn. Någon ny rekonstuktion av bilden efter detta är naturligtvis ej möjlig. Bilder tagna med samma scan- och bildparametrar, kan "buntas ihop" och efterprocesseras för olika typer av presentation. Dessa sk. bildrekonstruktioner förbättrar i många fall den diagnostiska bildinformationen.. 30/70

32 Spiral Parametrar Pitch: Bordsförflyttning per rotation delat med snittjockleken. Pitch = Bordsförflyttning/rotation Snittjocklek Det är inte fysikaliskt möjligt att avsöka en volym med glapp eftersom röntgenstrålarna alltid bestrålar hela volymen. Spiral Parametrar Increment: Bestämmer vilket överlapp vi får mellan varje enskild bild. Ju mindre increment desto mer överlappar bilderna varandra. 31/70

33 Varför skall man köra Spiral CT? Snabb avsökning av stora anatomiska områden Gapless datainsamling under ett andetag Effektivare användning av kontrastmedel Retrospektiv bildrekonstruktion med godtyckligt increment Överlappande rekonstruktioner ger förbättrad upplösning i Z-led (förflyttningsriktningen) Fördelar med Spiral CT Avsökning inom ett andetag Minskar partiella volymseffekter Inga glapp Överlappande bilder kan rekonstrueras utan överlappande avsökning Bra data för 3D-tekniker Snittjocklek Increment Siffrorna i bildernas nedre vänstra kant anger snittjocklek/ pitch/increment 32/70

34 Bildrekonstruktion Spiral CT? - Ja, scanna en hel volym Vad kan vi göra med de insamlade volym data - Bild Postprocessing MPR Multiplanar SSD Shaded surface Display MIP Maximum Intensity Projection VRT Volume Rendering Technique FT Fly Through FA Fly Around IF Image Fusion SSD / MIP / VRT SSD bild MIP bild VRT bild 33/70

35 Här beskrivs kortfattat några vanliga bildrekonstruktionstekniker. -MPR, Multi Planar Rekunstruktion MPR bilden liknar den "vanliga" datortomografbilden där insamlade bilder presenteras med valfria snitt. Bildvolymen avsöks med hjälp av datormusen. -SSD, Surface Shaded Display. Tekniken är framförallt användbar för avbildning av ben och blodkärl. Programmet åstadkommer detta genom att mäta objekttätheten i bilden. Genom att specifisera en övre- och en undre densitetströskel (HU-värden) väljs önskade objekt. Dessa presenteras sedan som en 3-, eller 2-dimensionell bild, där objektens ytor är ogenomskinliga och presenteras med samma HU-värde. -MIP, Maximum Intensity Projection Hela volymen av scanade bilder väljs, men till skillnad från SSD utnyttjas inte ett densitetsintervall för återgivning utan här väljs ett högsta densitetsvärde från hela bildvolymen. Bilden kan nu ses från valfri riktning där de pixlar med de densiteter upp till det valda högsta värde samlats för att forma en virtuell 3D angiografiliknande bild. Tekniken används bla för att diagnostisera blodkärl. -VRT, Volume Rendering Hela bildvolymen utnyttjas och här är det ur bildkvalitetssynpunkt fördelaktigt att utnyttja överlappande tunna spiralsnitt (inkrementering) med ett inkrement som är ungefär halva snittjockleken. Valfria områden av Houndsfieldskalan, som representerar önskade organ, väljs ut. Tex. kan densiteten för blodkärl och ben väljas ut, vilket ger oss en bild där blodkärlen tydligt syns slingra sig runt benpipan. 34/70

36 MPR (Multi Planar Reconstruction) MPR är en 2-D rekonstruktionsmetod, där undersökningen kan presenteras från olika vinklar. Exempel på sådana snitt är coronal, sagital, paraaxial och irregular. När ett snitt bestäms, kan man söka av undersökningsvolymen genom att "åka" genom snitten med hjälp av datormusen. Nedan visas exempel på två snitt. Med datormusen kan volymen sökas av. 35/70

37 Hounsfield skalan Datortomografen omvandlar de uppmätta attenueringsvärderna till CT-värden enligt en internationellt fastställd Hounsfieldskala. Denna definieras enligt: CT värde= µ µ vatten x 1000 HU (Houndsfield Units) µ vatten Skalan indelas så att vatten får värdet 0 och luft värdet HU. Högattenuerande material som tex. ben kan ha värdet HU eller mer. Området från till HU är i allmänhet för omfångsrikt för att åskådliggöras på monitorskärmen med någon behållning. Genom att använda sk. fönsterteknik kan delar av uppmätta värden presenteras som en gråskala mellan vitt och svart, (window). Även gråskalans "mitt" (centre) kan väljas godtyckligt med denna teknik W C Vatten 2 Ben. 3 Muskler. 4 Bukspottkörtel. 5 Grå hjärnsubstans. 6 Vit hjärnsubstans 7 Blod. 8 Lever. 9 Mjälte. 10 Fett 11 Luft. 36/70

38 En CT-bilds kvalitet bestäms bla. av en rad tekniska faktorer men också av de scanparameterval som operatören väljer. Följande scanparametrar kan ställas in av operatören: -ma -kv -scantid -snittjocklek -pitch -algortim -fönster (W) - center (C) inställningar. Att optimera ovanstående parametrar för att nå bästa bildkvalitet, kräver kunskap om sambandet mellan dessa. Att alltid "ta till" en så hög rörström att de mest krävande patienterna garanteras en god bildkvalitet, ger otvetydigt höga stråldoser till övriga tunnare patientgrupperna utan att nämnvärt förbättra bildkvaliteten för dessa. Att alltid välja höga belastningar leder till långa avsvalningstider och ett högt slitage av röntgenröret. Att vid behov öka rörströmmen för tätare objekt, som tex. thorax-, ryggrads-, och bäckenundersökningar är nödvändigt för att få en acceptabel bildkvalitet, medan mindre täta objekt som tex. öron, och lungor kan köras med lägre ma. Vilken rörströmen som skall väljas varierar från fabrikat till fabrikat. Därför skall firmornas rekommendationer eller de sk. protokollen följas. När organ med hög absorbtion (huvudet, skulderblad, ryggraden, etc) skall undersökas, är det ur dossynpunkt fördelaktigare att öka rörspänningen (kv), än att öka rörströmmen. Med ökad kv ökar den procentuella andelen hård strålning, vilket ökar genomträngningsförmågan hos röntgenstrålningen, medan andelen lågenergetisk strålning minskar och därmed patientdosen. För vissa undersökningar som ex. barn- och vissa kontrastundersökningar kan emellertid en lägre kv vara att föredra. 37/70

39 Scantiden skall väljas så kort som möjligt när organrörelse kan orsaka rörelseoskärpa i bilden. Detta gäller speciellt vid buk-, lung-, och hjärtundersökningar. Andra undersökningstyper som tex. skelettundersökningar kan också vinna på korta scantider om patienten på grund av sjukdom har svårt att sammarbeta. Å andra sidan måste ibland en längre scantid väljas, för att få en så brusfri bild att detaljupplösningen i bilden blir acceptabel. En längre scantid kan resultera in en lägre rörström (ma,) som därmed kan ge en ökad livslängd hos röntgenröret 1sek, 1,5 sek eller 2 sek är typiska intervall i scantidsskalan. En tydlig koppling finns mellan valet av tunna- resp. tjocka snitt och önskan att få bilder med hög detaljskärpa resp. hög lågkontrastupplösning. I CT - sammanhang är densitetsskillnader större än 100 HU att betrakta som hög kontrast. Tunna snitt, < 2mm Vid undersökning av innerörat med sina små och kontrastrika skelettdetaljer väljs 2 mm:s snitt för att uppnå tillräcklig hög detaljupplösning. Även vid lungbildstagning väljs snitt på ca 2mm för att framhäva alveolernas fina kärlstrukturer. Tjocka snitt för hög kontrastupplösning. Vid studier av tex. levern är kontrastupplösningen av största vikt varför grövre snitt (10 mm) som ger lägre bildbrus att fördra. Att minska snittjockleken från 10 mm till ca 3 mm, tillämpas vid pancreas-lever studier för att bättra på bildens detaljupplöning. Priset man får betala för detta är en ca 80 % högre brusnivå. Från vårt resonemang om ma och scantider ovan, ser vi att en ökning av rörströmmen och/eller scantiden (mas-talet) minskar bruset i bilden. Pitch definieras som förhållandet mellan bordsmatningen per rotationsvarv och vald snittjocklek. Vid rekonstruktionsprocessen av ett spiral-ct scan, interpolleras scandata som ligger strax utanför snittet med scandata inom snittet. Detta resulterar i en minskad patientdos med bibehållen bildkvalitet. Bildbruset styrs ju till stor del av mas-talet per rotation utan hänsyn till pitchen. 38/70

40 Ett exempel på resonemanget ges här: Om vi väljer scandata med 150 mas per varv och en pitch på 1,5, blir den beräknande patientdosen 100 mas medan dosen per rekontruerad bild utnyttjar 150 mas. Därför är det faktiskt möjligt att förstärka kontrastupplösningen i bilden genom att välja en hög rörström (ma), öka detaljupplösningen med ett tunt snitt och få en låg patientdos genom ett högt pitch-tal! Denna tekniken är speciellt fördelaktig när scandata rekonstrueras till 2-dimensionella snitt (sagittal, coronal, och snedvinklade bilder), eller till 3-D snitt (3D-SSD, MIP, och VRT bilder). Om tex. en del av en benstruktur inte befinner sig i snittet under hela varvet, uppstår sk. artefakter i bilden. Orsaken till detta är att benkantens- och den omgivande mjukvävnads absorbtionsvärde medelvärdesbildas i en voxel (volymselement) som under ett varv förändras då benstrukturen kommer in och försvinner ut ur voxeln. Resultatet blir en utsuddning av strukturer eller i värsta fall genereras stråk i bilden. Genom att välja tunna snitt minskar chansen för att ovanstående fenomen skall inträffa. Tyvärr ger tunna snitt en sämre konstrastupplösning, men genom att anpassa scan- och bildparametrar på ett lämpligt sätt kan vi både ha och äta kakan. Scana med tunna snitt och rekonstruera sedan dessa data till bilder med snittjockleken 2 eller 3 millimeter. En algoritm smetar antingen ut en anatomisk struktur för att framhäva mjukdelarna i bilden eller förstärker kanterna hos objektet för bättre detaljupplösning. En kantförstärkning ökar inte bara upplösningen i bilden utan förstärker tyvärr även bruset En CT mäter egentligen bara objektets täthet. Alla täthetsvärden återges i matrisform på en monitor som en gråskala. Täthetvariationen hos en människokropp spänner från luft (-1000 HU), till vatten (0 HU) och ben ( +3000HU). Vill man se hela detta område blir resultatet minst sagt ururselt. Med människans förmåga att särskilja högst gråskalesteg, måste kontrastomfånget begränsas. Genom att välja ut de organ som skall granskas och sedan med fönstertekniken expandera täthetsvariationerna i en gråskala mellan svart till vitt, kan tillräcklig kontrastupplösning uppnås. 39/70

41 40/70

42 41/70

43 42/70

44 Vad är bildkvalitet Lågkontrast upplösning När små kontrastskillnader föreligger Lågkontrast upplösning påverkas primärt av hur högt bruset är i bilden. Högkontrast upplösning Förmåga att avbilda objekt med hög kontrast i förhållande till omgivningen. (Spatiell upplösning eller geometrisk upplösning). Påverkas av systemets geometri. Fokusstorlek, avstånd fokus-detektor, detektorstorlek, samplingshastighet etc. Artefakter Olika strukturer eller mönster som finns i bilderna vilka ej finns i det undersökta objektet. Beror på: 43/70

45 Display - Fönsterinställning CT-värdena är definierade från till +3000, men ögat kan inte särskilja mer än gråskalenivåer. Därför använder man sig av en fönsterinställning som möjliggör att de objekt som är av intresse i bilden kan visualiseras. Window width (W): Hur stort fönster av CT-skalan som skall visas. Window center (C): CT-värdet i mitten av det fönster som skall visas. Tumregel: CT-värdet för vatten är 0 HU och för luft är det HU. CT-värdet för olika vävnader anges relativt CT-värdet för vatten. Enheten är Hounsfield unit (HU) 44/70

46 Brus? Brus är överlagrat bildinformationen och ger bilden ett mer eller mindre grynigt utseeende liknande en TV-bild med dålig mottagning. Brus Bruset i bilden bestäms av det antal röntgenkvant som registreras av detektorn och bidrar till bilden. Hur många det blir beror på flera faktorer: 45/70

47 Rörspänning - kv Stråldosen per mas är starkt beroende av rörspänningen. Rörspänning - kv Ju högre rörspänning desto högre energi får röntgenstrålningen, vilket leder till minskad attenuering - uppbromsning. 46/70

48 Vid undersökningar av mjukvävnad är det viktigt att bruset är lågt. Ju lägre brusnivån är desto lättare är det att upptäcka små densitetsskillnader. Vid skelettundersökningar eller lungundersökningar behöver bruset ej vara lågt då de objekt man önskar upptäcka har hög kontrast, ett lågt mas-värde kan användas. mas Bild 1: Lågt mas-tal Hög brusnivå Bild 2: 4 ggr högre mas-tal Brusnivån är halverad mas Rörströmmen och avsökningstiden bestämmer stråldosen 47/70

49 Att välja snittjocklek Att välja snittjocklek är en balans mellan upplösningsförmåga och brus eftersom de motverkar varandra. Lågt brus Bra kontrast upplösning Sämre detaljupplösning Partiella volymseffekter Högt brus Sämre kontrastupplösning Bättre detaljupplösning Inga partiella volymseffekter Tjockare skivor ger mindre brus och bättre kontrastupplösning och därmed bättre detekterbarhet för mjukvävnadsförändringar. Tunnare skivor ger bättre detaljupplösning 48/70

50 Patientens storlek Attenueringen av röntgenstrålningen ökar med en faktor 2 varje gång patientens tjocklek ökar med 4 cm. Bruset ökar därför när kraftiga patienter undersöks med oförändrade parametrar. 49/70

51 Brus WIDE SLIM SLIM 2 Bilder rekonstruerade med WIDE, SLIM och SLIM 2 från samma rådata. Vilken algoritm skall man välja? SLIM: används med högupplösande algoritmer när detaljupplösning är viktigt (skelett/lungor). SLIM 2: används med mjuka och standard algoritmer när kontrastupplösning är viktigt (dvs mjukdelar). WIDE: används för att erhålla minsta möjliga brus när upplösningen i Z-led ej är viktig. 50/70

52 Algoritmer - Filter Ger möjlighet att beräkna bilder med olika egenskaper. Mjuka algoritmer ger bättre lågkontrastupplösning med lägre brus. Högupplösande algoritmer ger bättre detaljupplösning, men mer brus. 51/70

53 Wide (360 ) Algorithm 2 x 360 (2 hela varv) datainsamling används för att rekonstruera en bild. Slim/Slim 2 (180 ) Algorithm 2 x 180 (2 halva varv) datainsamling används för att rekonstruera en bild. Endast uppmätta data används vid slim. Vid slim 2 beräknas vissa data utifrån närliggande uppmätta data. Olika interpolationsmodeller? I snittplanet är upplösningen i princip lika för WIDE, SLIM & SLIM 2. SLIM & SLIM 2 ger bättre upplösning i Z-led om pitch > 0,5. 52/70

54 Effektiv snittjocklek = hur tjock är den avbildade skivan WIDE gör FWHM* bredare, SLIM/SLIM 2 ger en mindre breddning av FWHM* jmf med konventionell CT. *Full Width Half Maximum Snittjockleken definieras som känslighetsprofilens bredd vid halva höjden vinkelrät i bildplanet i centrum av scanfältet. Brus Jämfört med konventionell CT ger: Wide 18% mindre brus SLIM/SLIM 2 13% mer brus Pitch påverkar ej bruset. 53/70

55 Artefakter - Ursprung Rörelseartefakter & Scantid 54/70

56 Rörelse artefakter & korrektioner Rörelse artefakter kan kompenseras för med särskilda algoritmer (Motion Correction Algoritm (MCA). utan korrektion med korrektion Metall artefakter Metaller, såsom guld absorberar i stort sett all röntgenstrålning som passerar och ger upphov till strålskuggor, vilket ger kraftiga stråkartefakter i hela bilden. Detta kan undvikas genom att om möjligt vinkla på ett sådant sätt att metall kan störa bilden hamnar utanför scanplanet. 55/70

57 Partiell Volyms Effekt Stråklika artefakter, förekommer mest kring skallbenet vid skallbasen samt the petrous bone region. Beror på att högattenuerande strukturer (ben) endast delvis ligger i den undersökta skivan vilket leder till fel i bildberäkningen. Genom att välja tunnare snittjocklek undviks denna artefakt eftersom strukturer med hög kontrast (ben) mindre ofta endast delvis finns i skivan. Självklart ökar då bruset varför lågkontrastupplösningen försämras. VAR - Volume Artifact Reduction Kombinerar flera tunna skivor (vilket reducerar den partiella volymseffekten) till en tjockare skiva. Resulterar i tjockare skivor i vilka den partiella volymseffekten är reducerad och med en god lågkontrastupplösning. 56/70

58 Beam Hardening Effect Röntgenfotonerna som kommer från röntgenröret har olika energi. När strålningen passerar ett objekt, t ex en patient, absorberas fotoner med låg energi mer än fotoner med hög energi. Detta kallas för beam hardening. I bilden ger detta upphov till stråkartefakter eller sk cupping. Beam Hardening korrektion Utan korrektion Med korrektion Beam Hardening korrektion Cupping kan kompenseras med hjälp av beam hardening korrektioner. Uttalad cupping Ingen cupping 57/70

59 Tekniska fel Ett enskilt detektorelement ger inte samma signal som de andra för samma strålmängd. När ett enskilt detektorelement ger en felaktig signal uppstår ringartefakter. Ringen är den del av objektet som den felaktiga detektorn ser. Kan vanligen åtgärdas genom en enkel kalibrering. Adaptiva Filter För icke-cirkulära objekt är absorptionen av strålning avsevärt högre i ena ledden. På grund av detta uppstår strukturerat brus. 58/70

60 59/70

61 60/70

62 61/70

63 62/70

64 CTDI 100 är en parameter man mäter i fantom 2 st standar plexiglasfantom. Det mindre för huvuddos bestämning och ett större för kroppen. En pennjonkammare stoppas in i något av hålen. Ett scan (ett rotationsvarv ) startas som mäter dosen över en 100 mm lång sträcka för inställd snittjocklek. CTDI 100 = uppmätt dos dividerat med snittjockleken. Typiska uppmätta värden under ett normalscan vid 120 kv 63/70

65 Bestrålning sker från alla håll, och är rotationssymmetrisk En CT-skalle får ungefär samma stråldos på huden jmf med i mitten. En bukundersökning ger ungefär dubbelt så hög stråldos på huden jmf med i mitten CTDI weighted beräknar medeldosen i fantom för skalle resp. kropp, ej spiral För att beräkna det viktade CTDI värdet summeras 1/3 av centervärdet med 2/3 av ytdosmedelvärdet. 64/70

66 CTDI volume beräknar medeldosen i fantom, skalle resp kropp, med hänsyn till den bestrålade volymen. Värdet visas på manöverkonsolens display. För att härleda CTDI volym divideras det viktade CTDI värdet med pitchen vid spiral CT eller med bordets förflyttning (increment) mellan varje scan vid konventionell CT teknik. Genom detta vet man hur' stor volym av patienten som bestrålats per scan. Doslängdprodukten (mgycm). Värdet visas på manöverkonsolens dispayen På bilden här bredvid visas två fall med samma doslängdprodukt. I första fallet ligger scanen tät bredvid varandra varför CTDI vol. får dubbla värdet jämfört med det andra exemplet där scanen har spidits ut över en längre sträcka. 65/70

67 66(12) 66/70

68 67/70

69 68/70

70 69/70

71 70/70