Momenter. Dosimetri og bildekvalitetsparametre. Støy

Transkript

1 Momenter Dosimetri og bildekvalitetsparametre Medisinsk fysiker Hilde Kjernlie Sæther Kompetansesenter for diagnostisk fysikk Støy og lavkontrastoppløsning Høykontrastoppløsning, Z-sensitivitet Parametre som påvirker bildekvalitet og dose Doseparametre Dosemålinger Representative doser Effektive doser Støy Standardavviket er et mål for hvor stor spredningen er i forhold til gjennomsnittet. Dvs et mål på støy. 1

2 Parametre som påvirker støy: mas Bildetykkelse Rekonstruksjonsalgoritmer Pitch kv 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 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% Lavkontrast er støyavhengig! 2

3 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 lp/cm@2%mtf Kontrast i kar, brudd, lunge Ikke direkte sammenliknbare tall! Hva bestemmer høykontrastoppløsning? Detektorelementenes størrelse Skannergeometri Fokusstørrelse Samplingsrate Rekonstruksjonsfiltre Bildetykkelse Pikselstørrelse Evt Detektorskift Flying fokus MTF-modulation transfer function Systemets evne til å gjenskape kontrast i bildet relativt kontrasten i objektet, ved ulike frekvenser (lp/cm) 3

4 MTF-kurven 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 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. Isotropisk voxel Isotropisk voxel - Effekt forårsaket av at voxel ikke isotropisk Felt: 512 mm Felt: 256 mm Matrise: Pikselstørrelse rrelse: Felt / Matrise Isotropisk voxel: alle zplan er like Eksempel: 1,0 x 1,0 x 1,0 mm 0,5 x 0,5 x 0,5 mm 4,5 mm 1,5 mm 0,5 mm Original Data brukt med tillatelse av Campus Charite Mitte, Berlin 4

5 Parametre som påvirker dose og bildekvalitet kv mas Pitch Pikselstørrelse Snittykkelse - Bildetykkelse Rekonstruksjonsalgoritmer Scanområde Kollimering 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 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. Pitch Pitch Økt pitch vil med konstant mas gi enten økt effektiv bildetykkelse, eller mer støy For konstant ma vil absorbert dose i et organ avta med økende pitch. Fordi: organet vil bli eksponert over kortere tid. 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. 5

6 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 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. Bruk av rekonstruksjonsfiltre Scanområde Dosen til pasient øker med scanområdet Bruk prescan nøyaktig! Tenk på strålefølsomme organer 6

7 Penumbra-effekt Doser på CT Det relative dosebidraget til pasientdosen fra overbeaming blir høyere når snittene blir tynnere 7

8 Beregning av CTDIw Vektet CTDI 1 2 CTDI = CTDI + CTDI w cm, c cm, p Vektet og normalisert CTDI CTDI = 1 CTDI ( mgy / mas) C n w w der C er anvendt mas per rotasjon CTDI 10cm, p CTDI w representerer gjennomsnittelig dose i snittet CTDIvol er CTDIw korrigert for pitchfaktor CTDI 10cm, c 1 cm Noen skannere bruker mindre fantom på barneprotokoller! 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 Effektiv dose (ICRP60) E = Σ w T H T der w T er vektfaktor for gitt organ/vev og H T er ekvivalent dose til organet w T ORGAN/VEV Gonader 0.20 Rød benmarg Tykktarm Lungevev M agesekk Blære Bryster Lever Spiserør Skjoldbruskkjertel Hud Benhinner Rest 0.05 Σ w T =

9 Beregning av effektive doser DLP-metoden Dataprogram med Monte Carlo simuleringer DLP- metoden Bruk DLP som kommer opp på skjerm Korriger for evt store forskjeller i pasientstørrelse Gang opp med kroppsdelsfaktor Fra EU guidelines 2004 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. Resultater 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 Artefakter i CT Scannerinduserte Pasientinduserte 9

10 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 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 Scannerinduserte Detektorfølsomhet 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 Sebra-artefakter Helical interpoleringen gir støyforskjeller langs z-aksen Støy øker inhomogent med avstand fra rotasjonsaksen 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 Metallartefakt-reduksjon Originalt bilde Med metallartefakt-reduksjon 10

11 Metallartefakter -bilder 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 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 CTtall-profil Bilde av uniformt fantom Pitch innvirkning på artefakt Desentreringsartefakter Pitch Snitt 4x2mm for alle bildene K. Taguchi and H. Aradate, Med Phys 25 (4), 1998 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 11