Hur fungerar en datortomograf tekniskt? Vad är fysiken bakom en datortomograf?

Transkript

1 Hur fungerar en datortomograf tekniskt? Vad är fysiken bakom en datortomograf? Marcus Söderberg Strålningsfysik, Skånes universitetssjukhus Malmö SK-kurs: Strålningsfysik, teknik och strålskydd i radiologi 8 december 2015, Malmö

2 Agenda Komponenter Teknik och princip Bildrekonstruktion CT-värde (HU) Artefakter Parametrar som påverkar bildkvalitet och stråldos

3 Konventionell röntgen vs CT + Friprojicering av objekt + Hög kontrast - Relativt hög dosbelastning

4 G.N. Hounsfield dagar senare Illustration:

5 Grundprincip Röntgenrör och detektorpaket är mekaniskt sammanbundna och roterar kring patienten Mäter vilken attenueringsförmåga som vävnaden i kroppen har

6 Under huven Röntgenrör Format filter (Bow-tie filter) Fix kollimator Justerbar kollimator Gantry Mätområde Isocenter Anti scatter kollimatorer Detektor Justerbar kollimator Fix kollimator Illustration: Kalender W. (2005)

7 Under huven

8 Insamling av stora volymer kräver Kort rotationstid Nya typer av motorer och mekanik Röntgenrör med mycket hög output Effektivare detektorer med Hög detektionseffektivitet Ultrasnabb avklingning och låg efterlysning Hög dataöverföringskapacitet

9 Röntgenrör Accelerera elektroner för att skapa röntgenstrålning (karakteristisk röntgen och bromsstrålning) z-flying focal spot Cable sockets Expansion bellows X-ray tube insert Anode rotor Transformer oil Strator windings Cathode Anode Output port Illustration: Cody D. (2008) Kalender W. (2005)

10 CT-detektor Omvandla den infallande röntgenstrålningens intensitet till en motsvarande elektrisk signal, förstärka signalen och omvandla från analog till digital - Scintillator och fotodioder Viktiga egenskaper Hög geometrisk effektivitet Hög detektionseffektivitet Kort insamlingstid av signal Linjär konvertering Stabila (kalibrering) Små och billiga Illustration: Hsieh J. (2009) Siemens

11 Val av detektormaterial Tidigt 70-tal: NaI(Tl) + PM-rör - Stor detektor, få kanaler, kort avklingningstid : scintillationsdetektor CsI(Tl) + fotodioder - Ej stabila, längre avklingningstid - Bättre anpassade till fotodiodens känslighet (våglängd på ljuset) 1980: Gasdetektor Xe jonkammare - Högre effektivitet : Xe ersätts av nya scintillationsmaterial CdWO 4 - Hög absorption men bräckligt material 2000: Keramiska material: YGO, GOS, UFC - Hög absorption, snabb avklingning, låg efterlysning 2007: Kristall (ädelsten): Gemstone - Snabb avklingning och låg efterlysning - Klarar snabb kv-switchning dual energy 2013: Dual layer: Yttrium + GOS - Spektral CT Framtid: Rena halvledardetektorer: Si, Se, CdTe, CdZnTe - Energiupplösning (fotonräknare) Illustration: Kalender W. (2005)

12 Siemens - The first fully integrated detector Conventional detector Stellar detector Discrete PD and AD-converters high number of electronic parts Long electric connection distance Typical electronic noise contribution Integrated PD and AD-converters in one ASIC Virtually no connection distance Significantly reduced electronic noise PD: photodiode, AD: analog-to-digital converter, ASIC: application specific integrated circuit Illustration: Siemens

13 Improved image quality Conventional Detector Stellar Detector Benefits in: Low dose scans Large patients Low kv imaging Dual energy 40 cm water phantom 80 kv, 540 eff mas Illustration: Siemens

14 Philips Dual-layer detector Use color images to identify the composition Distinguishing between x-ray photons of high and low energies simultaneously Retrospective spectral analysis is made possible Illustration: Philips

15 Översiktsbild Röntgenrör och detektor står stilla samtidigt som britsen rör sig AP, PA, lateralt Ställer in området man vill undersöka Tillverkarna har olika namn: GE Scout Siemens Topogram Philips Surview Toshiba Scanogram Litet dosbidrag i relation till riktiga scannet Centrera patienten i isocenter är mycket viktigt! Felcentrering: Inhomogen dosfördelning i patienten Försämrad bildkvalitet (artefakter, brus)

16 Scan mode Sekvens CT Patienten stilla under exponering och därefter förflyttning till nästa position och ny exponering Spiral CT Patienten förflyttas kontinuerligt under exponering Snabbare bildtagning Volym CT Upp till 16 cm räckvidd / rotation 16 cm Illustration: Kalender W. (2005)

17 Multi-slice CT (MSCT) Flera rader av detektorer placeras bredvid varandra Ett bredare strålfält används På detta sätt kan flera snitt tas samtidigt och därmed kortas scantiden ner - 2 rader rader rader rader rader rader 2008 Illustration: Yu L. et al. (2011)

18 Varför är MSCT bra? Kortare scantid färre rörelseartefakter Större områden kan undersökas Möjlighet till att använda tunnare snitt högre upplösning i patientens längsriktning Bättre utnyttjande av röntgenröret Illustration: Mutic S (2006)

19 CT performance characteristics Rotation time (s) Detector rows Slice thickness (mm) Scan faster Use thinner sections Cover more patient anatomy in a single rotation

20 State of the art CT systems 16 cm coverage per rotation Dual layer detector 4 cm wide detector GE Revolution CT Philips IQon spectral CT Dual source, turbo flash 737 mm/s 5.76 cm wide detectors 16 cm coverage per rotation Siemens SOMATOM Force Toshiba Aquilion ONE Vision Edition

21 CT-rekonstruktion Att genom mätningar av transmitterad strålning registrera s.k. signalprofiler, linjära attenueringskoefficienten µ från olika riktningar Dessa signalprofiler bearbetas sedan för att rekonstruera fram det objekt som givit upphov till dem Analytisk metod (filtrerad bakåtprojektion, FBP) eller iterativa rekonstruktionsalgoritmer Marcus Söderberg /

22 CT-rekonstruktion FBP används traditionellt vid bildrekonstruktion av CT men ersätts allt mer av iterativ rekonstruktion (IR) FBP är snabb men kräver högre stråldos och ger mer brus IR medför bättre bildkvalitet (lägre brus, ökad spatiell upplösning, minskade artefakter) och potential till dosreduktion IR kräver mycket datorkraft Marcus Söderberg /

23 Bakåtprojektion Mätning och registrering av bilden Rekonstruerad bild För varje varv (snitt) mäts attenueringen i ett stort antal projektioner runt objektet, rådata. Uppmätta projektioner återprojiceras sk bakåtprojektion, vilket ger en suddig bild. Därför behövs filtrering (faltning) av de enskilda projektionerna innan återprojektionen. Marcus Söderberg /

24 Filtrerad bakåtprojektion Sinogram BP FBP Illustration: T.M. Buzug. Computed tomography (2008) Marcus Söderberg /

25 Iterativ rekonstruktion (IR) Beräkningsprocedur som upprepas ett antal gånger (iterationer) med syfte att närma sig en approximativ lösning Hounsfield itererade fram sina första CT-bilder i början av 1970-talet IR användes även i de första kommersiella CTn då datamängden var väldigt liten När datormängden ökade tog det för lång tid med IR och då använde man sig av FBP som tog en bråkdel så lång tid Först på senare år har man tillräckligt med datorkraft för att klara av IR inom rimlig tid Marcus Söderberg /

26 Iterativ rekonstruktion - princip Input IR loop Output Back projection Measured raw data Start Stop? Compare Forward projection Stop Initial image Beräkningsprocedur som upprepas ett antal gånger (iterationer) med syfte att närma sig en approximativ lösning. Marcus Söderberg / Final image Beister M. et al. Physica Medica (2012)

27 Model-based iterative reconstruction Aim Maximize the probability that the reconstructed result matches the acquired data according to an accurate model of the data acquisition process Major modeling components Physical / system model Higher spatial resolution and artefact reduction Statistics / noise model Noise reduction and artefact reduction Object / image model Re-defines trade-offs between noise, resolution and contrast

28 Major iterative reconstruction algorithms Vendor Acronym Algorithm Year GE ASiR Adaptive Statistical Iterative Reconstruction 2008 Veo Product name 2010 Siemens IRIS Image Reconstruction in Image Space 2009 SAFIRE Singogram Affirmed Iterative Reconstruction 2010 ADMIRE Advanced Modeled Iterative Reconstruction 2013 Philips idose 4 Product name 2009 IMR Iterative Model Reconstruction 2013 Toshiba AIDR 3D Adaptive Iterative Dose Reduction 3D 2010 Marcus Söderberg /

29 Vad visas i en CT-bild, egentligen? Spatial fördelning av linjära attenueringskoefficieten (µ) µ är dock inte särskilt beskrivande och är beroende på använd spektral energi Datorn räknar om attenueringsvärdena i matrisen till ett CT-värde (Hounsfiels unit, HU) relativt attenuering i vatten:

30 Hounsfieldskalan Normerat mot vatten vatten har alltid CT-värdet 0

31 CT-värde Samma objekt har olika CT-värde vid undersökning med olika rörspänning Samma objekt har olika CT-värde vid undersökning på olika CTscanners pga olika medelenergi hos fotonerna i röntgenspektrat (bla pga olika mängd tilläggsfiltrering) Illustration: Anne Thilander Klang

32 Hounsfieldvärden är ej konstanta! Vävnad d = 1 cm Vattenfantom d = 5-50 cm Illustration: Tack et al. Radiation Dose from Multidetector CT (2012)

33 Fönsterinställning Center brightness Width contrast Gråskalan anpassas efter täthetsvärdet för organen vi vill se

34 Artefakter Struktur som uppkommer i bilden men ej finns med i det undersökta objektet Hur yttrar sig artefakterna? -Stråk - Skuggor - Ringar - Mörka band cupping Kan kategoriseras till: - Användarrelaterade - Systemrelaterade - Patientrelaterade

35 Cone-beam artifacts Details in the object are projected onto different detector rows for different projection angles, depending on their distance from the central plane Algorithms that take into account the cone-beam geometry and increased scatter are required Illustration: Kalender W. (2005) Bushberg J. et al (2011)

36 Partiell volymeffekt Minimeras genom att rekonstruera med tunna snitt Illustration: Radiation Dose in Computed Tomography. Health devices, 2007

37 Utarmingsartefakter Stråkartefakter kan orsakas av låg signal till detektorerna för vissa projektioner Tunna snitt och låg kv ökar risken då låg signal erhålles Motverkas m.h.a. exponeringsautomatik (rörströmsmodulering) Viktigt att centrera patienten Illustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

38 Beam hardening strålhärdning Röntgenfotonerna som kommer från röntgenröret har olika energi När strålningen passerar ett objekt absorberas fotoner med låg energi mer än fotoner med hög energi beam hardening Upphov till mörka band / stråkartefakter eller sk cupping

39 Beam hardening korrektion Utan korrektion Med korrektion Minimeras genom filtrering, kalibrering och speciella algoritmer Illustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

40 Metallartefakter strålskuggor Tandfyllningar Proteser Kirurgiska clips Elektroder Metallmarkörer Illustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

41 Reduktion av metallartefakter Dual energy CT Rekonstruktion - GE MAR - Philips O-MAR - Siemens imar - Toshiba SEMAR w/o imar imar Siemens imar Somatom Definition Flash Collimation: 128 x 0.6 mm Scan time: 8 s Scan length: 696 mm Rotation time: 0.5 s 100 kv, 128 mas CTDI vol : 5.3 mgy DLP: 376 mgycm Effective dose: 5.6 msv Siemens

42 Rörelseartefakter Orolig patient Andning Hjärtslag Tarmrörelse Minimeras genom korta scantider Illustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

43 Ringartefakter Om detektorerna inte är stabila uppstår karakteristiska ringartefakter i bilden Kalibrering är oftast lösningen på problemet

44 Minimera artefakter genom Korta scantider (rörelse) Tunna snitt (partiell volymeffekt) Använd exponeringsautomatik (utarmningsartefakter) Använt avsett protokoll för ändamålet och anpassat sfov för att erhålla korrekt filtrering och kalibrering (beam hardening) Använd systemets artefaktsreduceringsalgoritmer Använd dual-energy (metallartefakter)

45 Möjligheter till optimering Protokolloptimering blir mer komplext för varje ny scannergeneration Illustration: Siemens

46 Vad bestämmer stråldosen? Användaren: kv, mas, pitch, kollimering Scannern: filtrering, detektorns känslighet Patienten: patientstorlek, bestrålat område, organens strålkänslighet

47 Översiktsbild AP eller PA? Obs! Beroende på tillverkare så kan AP/PA påverka rörströmsregleringen! Illustration: GE

48 Formade filter (bow-tie filter) Kompensera för patientanatomin Reducerar signalvariationen till detektorn Minskar perifer dos Vanligtvis har tillverkarna flera olika formade filter Använd korrekt format filter för avbildade objektets storlek Protokollbundet (Siemens, Philips) Scan FOV bundet (Toshiba, GE)

49 Scan Field Of View (sfov) Large sfov Small sfov Anpassa sfov efter patientstorlek påverkar stråldos och bildkvalitet Exempel: CT thorax på Toshiba Aquilion ONE Centrera patienten noggrant! sfov Dosökning (%) M - L 10 LL 14 Illustration: Toshiba

50 Detektorkonfiguration (kollimering) Illustration: AAPM

51 Detektorkonfiguration penumbra Fokusstorleken ej oändligt liten penumbra Lägre andel av totala dosen för bredare kollimering 16 x 0,75 mm ger 7,5% mer dos än 16 x 1,5 mm (Siemens Sensation 16) z axis Wasted Dose

52 Detektorkonfiguration overranging Rekonstruktionskrav för spiralinsamling overranging (extra dos till patienten) Med bredare detektorer ökar andelen wasted radiation Lösning dynamisk kollimatorkontroll: rörliga kollimatorer som öppnar och stänger asymmetriskt, blockerar strålning som ej bidrar till bild Illustration: Radiation Dose in Computed Tomography. Health devices, 2007

53 Detektorkonfiguration Påverkar Total scantid Brus / lågkontrast Tunnast möjliga rekonstruerad snittjocklek Smal kollimering Mindre spridd strålning (lägre brus) Mindre omfång Mindre doseffektiv

54 Rotationstid Tid i sekunder som röntgenstrålningen är på under en rotation Påverkar Totala scantiden (proportionellt) Brus / Lågkontrast Stråldos (proportionellt) Generellt vill man minimera rotationstiden Men Vill få konstrastmedlet i rätt fas Behövd ma kan överskrida röntgenrörets/generatorns begränsning

55 Rörladdning, mas Dos versus bildkvalitet: mas avgör mängden röntgenstrålning Dos ~ mas Kvantbrus ~ 1 mas Låg mas => hög brusnivå 4 ggr högre mas => halverad brusnivå

56 Exponeringsautomatik Kroppen är ingen homogen cylinder Patientstorleken varierar Illustration: Siemens

57 Exponeringsautomatik Anpassning av ma relativt attenuering i patient + Attenueringsprofiler 130 mas 110 mas 55 mas 140 mas Illustration: Impact

58 Princip för exponeringsautomatik Specificera önskad bildkvalitet Modulering av ma Den önskade bildkvaliteten uppnås med ökad strålningseffektivitet, minskade utarmningsartefakter och jämnare bildkvalitet Illustration: Impact

59 Olika AEC tekniker Longitudinell modulering (z) - Använder översiktsbilden Kombinerad modulering (x,y,z) - Rörströmmen anpassas efter varje patients attenuering i 3D Rotationsmodulering (x,y) - Använder översiktsbilden eller feedback från realtidsmätningar EKG-kontrollerad modulering - Rörströmmen pulsas enligt patients EKGsignal Illustration: ImPACT, Siemens

60 Dagens AEC system Idag har alla tillverkarna 3D AEC system Olika nomenklatur, utförande och inställningsmöjligheter Tillverkare AEC system Metod för att välja önskad bildkvalitet GE AutomA 3D Ange noise index (brusnivå), min och max ma-gränser Philips DoseRight V2, V3 mas/slice väljs för en referenspatient (V2 kontinuerlig uppdatering) Philips DoseRight V4 Ange DoseRight Index (brusnivå), min och max mas-gränser Siemens CARE Dose 4D Kvalitetsreferens mas väljs för en referenspatient Toshiba SureExposure 3D Ange SD (brusnivå), min och max ma-gränser

61 Rörströmsmodulering, 64-slice GE AutomA 3D Toshiba SureExposure 3D Philips ACS+Z DOM Siemens CARE Dose 4D Tube load [mas] Tube load [mas] Slice number (z axis) Slice number (z axis) Fix mas: 100 Bildkvalitet: NI=12, min ma=10, max ma=200 Dosbesparing: 48% Fix mas: 200 Bildkvalitet: 200 mas/slice Dosbesparing: 51% Fix mas: 100 Bildkvalitet: SD=10, min ma=10, max ma=500 Dosbesparing: 59% Fix mas: 100 Bildkvalitet: Quality ref mas=100, Average/Average Dosbesparing: 43% Söderberg et al., Acta Radiol 2010

62 Varierad patientstorlek Philips DoseRight 1.80/62, BMI 19.1 deff = 32.0 cm 1.78/82, BMI 25.9 deff = 35.5 cm 1.85/100, BMI 29.2 deff = 35.8 cm 1.80/119, BMI 36.7 deff = 40.7 cm Protocol mas = 150 Protocol mas = 150 Protocol mas = 150 Protocol mas = 150 ACS+Z-DOM ACS+Z-DOM ACS+Z-DOM ACS+Z-DOM Average mas = 66 Average mas = 112 Average mas = 113 Average mas = % -25% -25% +38% Illustration: Philips

63 Översiktsbilden är fundamental! Utan en översiktsbild kan inte AEC aktiveras Rörströmsmoduleringen kan påverkas av: Centrering av patient Projektionsvinkel vid översiktsbild Antal översiktsbilder Val av scanprotokoll Scanriktning Scanlängden stäcker sig utanför översiktsbild Metallimplantat Strålskydd på patient Söderberg M. RPD (2015)

64 Vismutskydd Var aktsam vid exponeringsautomatik applicera efter översiktsbild Hur påverkas realtidsmodulering och bildkvalitet?

65 Organbaserad rörströmsmodulering Minska stråldos till strålkänsliga organ (bröstvävnad, sköldkörtel, ögon) GE Organ Dose Modulation (ODM) Siemens X-CARE Toshiba Organ Effective modulation (OEM)

66 Organbaserad dosmodulering Upp till % dosreduktion till bröstvävnad Jämförbar brusnivå Low dose High dose Illustration: Siemens

67 Rörspänning, kv Dos versus bildkvalitet: kv avgör energifördelningen för röntgenfotonerna Kontrollerar inte bara dosen utan även kontrast, brus och röntgenstrålningens transmission genom patienten kv Relativ CTDI vol

68 Rörspänning, kv Fördel vid lägre kv: Ökad kontrast 120 kv 80 kv Fördel vid lägre kv: Lägre dos 120 kv CTDI vol =5,18 mgy 100 kv CTDI vol =3,98 mgy Illustration: JG Fletcher (2011)

69 Rörspänning, kv 140 kv 80 kv Risk vid lägre kv: Ökat brus och artefakter Illustration: JG Fletcher (2011)

70 Rörspänning, kv Dos versus bildkvalitet: Parameter 80 kv 120 kv 140 kv Kontrast Högre Mellan Lägre Brus Mer Mellan Mindre Transmission Mindre Mellan Mer Patientdos per mas Lägre Mellan Högre

71 Rörspänningsreglering Vilken kv för bibehållen bildkvalitet (kontrast till brus förhållande) resulterar i lägsta stråldos? Val av lämplig kv beror på patientens storlek (attenuering), diagnostisk frågeställning, begränsningar i rörström output samt scan tid 0 GE kv Assist Siemens CARE kv Toshiba SURE kv Anpassar kv och modulerar rörström så att kontrast till brus förhållande och stråldos optimeras

72 Automatisk anpassning av kv och ma CTDI vol = 5,8 mgy CTDI vol = 8,5 mgy Siemens

73 Pitch Pitch = Bordsförflyttning per gantryrotation / kollimerat strålfält Pitch < 1 Beam width has some overlap at each view angle from rotation to rotation Pitch = 1 No overlap of beam width at each view angle and no view angles not covered at certain table positions Pitch > 1 Some view angles are not covered by the beam width at certain table positions Illustration: AAPM

74 Pitch Påverkar Total scantid Brus / Lågkontrast Stråldos Ökad pitch lägre dos, mer brus, kortare scantid Minskad pitch högre dos, mindre brus, längre scantid Obs! Siemens och Philips använder: Effektiv mas = mas / pitch Vid ändrad pitch ändras ma automatiskt så att stråldos och bildkvalitet bibehålls Illustration: AAPM

75 Snittjocklek 10 mm snittjocklek Alla andra parametrar är identiska Illustration: James M. Kofler (2011)

76 Snittjocklek 5 mm snittjocklek Alla andra parametrar är identiska Illustration: James M. Kofler (2011)

77 Snittjocklek 2 mm snittjocklek Alla andra parametrar är identiska Illustration: James M. Kofler (2011)

78 Snittjocklek 1 mm snittjocklek Alla andra parametrar är identiska Illustration: James M. Kofler (2011)

79 Snittjocklek 0,6 mm snittjocklek Alla andra parametrar är identiska Illustration: James M. Kofler (2011)

80 Val av snittjocklek Upplösning versus brus: 10 mm 0,6 mm Tjocka snitt: Lågt brus Sämre detaljupplösning Partiella volymsartefakter Tunna snitt: Högt brus Bättre detaljupplösning Inga partiella volymsartefakter Illustration: James M. Kofler (2011)

81 Rekonstruktionsfilter Man kan rekonstruera bilder med olika slags filter Mjuka filter ger mindre brus och framhäver lågkontrasten Skarpa filter ger mer brus men framhäver den spatiella upplösningen (fina strukturer) Mjukt filter Skarpt filter

82 Display Field Of View (dfov) Maximal diameter i den rekonstruerade bilden Vanligtvis cm Litet dfov ger hög spatiell upplösning men mera brus Stort dfov gör att fler områden ryms i bilden men ger samtidigt sämre upplösning Om rådata sparats kan man rekonstruera i efterhand med olika dfov FOV FOV FOV

83 Iterativ rekonstruktion Reduktion av artefakter Cone beam artefakter, spiral (windmill) artefakter, metallartefakter Artefakter uppkommer vid FBP pga att tekniken inte är exakt i matematisk mening Övervinner kompromissen mellan upplösning och brus Förbättrad upplösning till brus förhållande Reducerad stråldos

84 Dose reduction potential Vendor Algorithm Theoretical maximum dose Reported dose reduction* reduction according to vendor GE ASiR 40 % % Veo 75 % - Siemens IRIS 60 % % SAFIRE 60 % 50 % Philips idose 4 80 % % Toshiba AIDR 3D 75 % 52 % * Dose reduction strongly depends on the applied anatomic region and calculation method (CTDI vol, DLP, effective dose, tube current) Marcus Söderberg / Willemink et al. Eur Radiol 2013

85 Lägre brus med SAFIRE Illustration: Siemens

86 Lägre brus med olika nivåer av idose 4 FBP idose 4 L1 idose 4 L2 idose 4 L3 idose 4 L4 idose 4 L5 idose 4 L6 idose 4 L7 Illustration: Willwmink et al. Eur Radiol 2013

87 Philips IMR idose 4 level 2 1 mm slice IMR 1 mm slice Courtesy Roger Siemund

88 Philips IMR idose 4 level 2 5 mm slice IMR 1 mm slice Courtesy Roger Siemund

89 Optimering av iterativ rekonstruktion Sjukhusfysikern december (2014) Löve A. et al. BJR (2013)

90 Möjligheter till dosreduktion Centrera patienten Begränsa undersökt volym Bättre filter (bowtie filter) Bättre bildbehandlingsalgoritmer Iterativ rekonstruktion Effektivare detektorer Anpassa scanningparametrar till patient (barn) och frågeställning Exponeringsautomatik

91 Samarbete! Bildkvalitet / Metod / Stråldos Radiolog Stråldos / Bildkvalitet / Metod Sjukhusfysiker Röntgensjuksköterska Metod / Bildkvalitet / Stråldos Marcus Söderberg /

92 Tack!